專利名稱：植入體的制作方法
技術領域：
本發明涉及植入體及其相關制備方法。
本申請所涉及的相關申請本申請部分基于下述申請并要求下述申請作為本申請的優先權2002年5月23日遞交的美國臨時申請60/383,483，其名稱為“關節植入體系統、所用方法、植入體本身以及所使用的工具”；2002年12月03日遞交的PCT國際申請PCT/IL02/00972，其名稱為“用于承重用途的植入體”以及2003年1月24日遞交的PCT國際申請PCT/IL03/00063，其名稱為“關節假體”。
背景技術：
下述專利與本申請的主題相關美國專利5,201,881；5,011,497；4,279,041；5,080,675；4,650,491；3,938,198；4,292,695；4,624,674；2,765,787；4.735,625；5,370,699；5,641,323；5,323,765；5,658,345；3,875,594；3,938,198；4,292,695；4,344,193；4,570,270；4,650,491；4,279,041；4,661,112；4,662,889；4,664,668；4,715,859；4,795,470；4,795,474；4,808,186；4,813,962；4,822,365；4,888,020；4,904,269；4,908,035；4,919,674；4,919,678；4,936,856；4,938,771；4,938,773；4,950,298；4,955,912；4,955,919；4,963,153；4,963,154；4,997,447；5,002,581；5,019,107；5,041,140；5,049,393；5,080,677；5,108,446；5,108,451；5,116,374；5,133,763；5,146,933；5,147,406；5,151,521；5,156,631；5,171,276；5,181,925；5,197,987；5,197,989；5,201,881；5,201,882；5,217,498；5,217,499；5,222,985；5,282,868；5,290,314；5,314,478；5,314,494；5,316,550；5,326,376；5,330,534；5,314,493；5,336,268；5,344,459；5,358,525；5,370,699；5,376,064；5,376,125；5,387,244；5,389,107；5,405,403；5,405,411；5,415,662；5,425,779；5,448,489；5,458,643；5,458,651；5,489,311；5,491,882；5,507,814；5,507,818；5,507,820；5,507,823；5,507,830；5,507,833；5,507,836；5,514,182；5,514,184；5,522,904；5,507,835；5,246,461；5,364,839；5,376,120；5,393,739；5,480,449；5,510,418；5,522,894；4,892,551；5,660,225；4,089,071；5,281,226；5,443,383；5,480,437；5,032,134；4,997,444；5,002,579；5,443,512；5,133,762；5,080,678；5,944,759；5,944,758；5,944,757；5,944,756；5,938,702；5,935,174；5,935,175；5,935,173；5,935,172；5,935,171；5,931,871；5,931,870；5,928,289；5,928,288；5,928,287；5,928,286；5,928,285；5,919,236；5,916,270；5,916,269；5,916,268；5,913,858；5,911,759；5,911,758；5,910,172；5,910,171；5,906,644；5,906,643；5,906,210；5,904,720；5,904,688；5,902,340；5,882,206；5,888,204；5,879,407；5,879,405；5,879,404；5,879,402；5,879,401；5,879,398；5,879,397；5,879,396；5,879,395；5,879,393；5,879,392；5,879,390；5,879,387；5,871,548；5,871,547；5,824,108；5,824,107；5,824,103；5,824,102；5,824,101；5,824,098；5,800,560；5,800,558；5,800,557；5,800,555；5,800,554；5,800,553；5,788,704；5,782,928；5,782,925；5,776,202；5,766,260；5,766,257；5,755,811；5,755,810；5,755,804；5,755,801；5,755,799；5,743,918；5,910,172；5,211,666；5,507,832；4,433,440；5,397,359；5,507,834；5,314,492；5,405,394；5,316,550；5,314,494；5,413,610；5,507,835；5,373,621；5,433,750；3,879,767；5,376,123；5,480,437；3,576,133；5,376,126；5,496,375；3,600,718；5,108,449；5,507,817；5,181,929以及5,507,829以及其它國家的專利DE 2,247,721；EP 0,308,081；GB 2,126,096；GB 2,069,338；EP0,190,446；EP 0,066,092以及EP 0,253,941.
發明內容
本發明通過采用一套新型的機械裝置，提供一種改良的關節植入體和牙齒植入體，該機械裝置與生物介質接觸，并能改進植入體在周圍骨頭上的固定效果。
現有技術已知，根據沃弗定律(Wolff’s Law)，骨頭會對應力及應變作出反應。沃費定律用來表述對骨質內生成的應力場作出的生物反應。對一定大小的正常應力所作出的生物反應，能夠促成新的骨細胞生長；而對超過一定大小的極端應力作出的生物反應，不但不能促成新的骨細胞生成，反而會造成骨的再吸收。
此外，現有技術還知道，骨頭還能對所施加的負荷的頻率及大小作出適應反應。因此，可以說，在時間及空間上對負荷進行調節，會導致骨重塑，使骨頭總質量增加。而且，很多種生物的骨組織會對其形狀及構造進行重塑，以達到正常活動中相同大小的應變。施加不同大小的應變可以促進不同類型的細胞的生長，如松質骨細胞、皮細胞或軟骨等。
現有技術還知道，在剛性植入體如金屬植入體的附近，在骨的某些部位存在應力屏蔽，這意味著這類剛性植入體承受了原本是要轉移給骨頭的負荷，從而保護骨頭不受負荷，促使骨再吸收。這一過程發生在如髖置換后的近端內側骨中以及膝置換后的脛骨組件下面的位置。
本發明所述的假體采用了一系列旨在利用上述骨髂生長特性的設計特點，包括負荷設計、界面結構、制作假體所用的柔韌材料的機械特性以及在假體內模塑變形控制元件等。所有這些設計要素都是本領域的熟練人員所采用的，能夠在假體中形成控制得當的變形。在這些綜合的條件下，假體物內控制得當的變形，是與分布在假體內適當位置上、大小適當的壓應力的傳送相關的。
本發明與現有技術的差別在于，它對應力進行了特殊處理。盡管在現有技術中彈性材料的設計允許存在過大應力點或過窄的應力分布，但本發明堅持一種流體壓力控制原則，特別是本發明的柔韌植入體可以采用這樣一種應力分布方式當負荷施加在植入體一個部分上時，應力場會發展到其它區域，類似容器內流體的應力分布方式。控制橫截面的大小，可以進一步決定壓力以類似于導管內流體流動的方式傳送。根據這一原則，本發明的優選實施方案避免了過大應力點，因為過大應力點會對流體的流動及壓力線造成阻礙。
本發明所述的植入體包括彈性元件，還優選包括變形控制元件，因此能夠改善負荷的分布，防止或顯著減小應力屏蔽。
控制應力的方法之一是利用界面的幾何結構，采用加大的厚度，而產生恒定的壓應力。上面所述，天然骨頭如天然髖臼窩中產生的應力，會產生相應的應變。應力及應變都有積極的醫學意義，表現在應力及應變能促進具有結構特性的新的骨細胞的生長，從而促成骨髂重塑。由此產生的、長期的骨再生，會使應力在骨質內得到優化分配。骨質內應力的優化分配，能夠使應力環境最大程度地接近天然環境。在假體與骨頭之間的界面處改善應力場分配，有助于防止松解的發生。
采用本發明所述的植入體應變控制，可避免骨的再吸收、骨退化以及骨的幾何外型受損，從而可以保障人工髖臼窩的機械鎖定的長期效果。更具體地說，確定骨質中接受合適應變的具體位置，可以促進骨再生并增強骨骼，這在上面背景技術部分引用的文獻中有詳細的論述，而現有技術的裝置中，骨的再吸收及退化是常見的缺點。
本發明的一個優選實施方案提供了一種可植入的人工關節假體，該假體至少包括一個關節界定元件，該元件用于界定骨連接面；骨連接面包括一個固定機構，用于加強關節界定元件對骨頭的固定及粘附，從而提高假體的穩定性，延長假體的壽命。
在本發明的另一個優選實施方案提供了一種可植入的牙齒植入體，其包括至少一個植入體界定元件，該元件用于界定骨連接面；骨連接面包括一個固定機構，用于加強關節界定元件對骨頭的固定及粘附，從而提高假體的穩定性，延長假體的壽命。
在本發明的再一個優選實施方案中，關節界定元件至少有一個，并由具有非線性的應力-應變關系的材料制成。
在本發明的又一個優選實施方案中，關節界定元件至少有一個，界定出基本上半球形的骨連接凸面。優選地，在至少一個的骨連接面上形成基本上環形的外伸的突出。
或者至少一個的關節界定元件界定出基本上半球形的骨連接凹面。優選地，該至少一個的骨連接面上形成基本上環形的內伸突出。
在本發明的另一個優選實施方案中，該突出界定出基本上環形的下部凹進。
在本發明的又一個優選實施方案中，該至少一個的骨連接面用于與骨頭進行扣接(snap fit)連接。此外或可選地，該至少一個骨連接面用于與骨頭壓合(pressfit)連接。
在本發明的另一個優選實施方案中，該至少一個的骨連接面帶有六角形構形結構。優選地，六角形構形結構由多個突出的六角形接觸面部位界定，每個六角形接解面部位被圓周槽道環繞。或者，該六角形的構形結構由多個凹下的六角形接觸面部位界定。優選地，每個槽道由壁面及底面界定。此外或可選地，該槽道提供了一個下部凹進連接部位。
在本發明的又一個優選實施方案中，上述下部凹進連接部位靠近底面的剖面相對較寬，離底面較遠處的剖面較窄。
在本發明的另一個優選實施方案中，上述至少一個的骨連接面帶有螺旋狀的構形結構。優選地，該螺旋狀的構形結構由螺旋狀下凹所界定。此外，該螺旋下凹由壁面及一底面所界定。此外或可選地，該螺旋下凹提供了一個下部凹進連接部位。優選地，該下部凹進連接部位靠近底面處的剖面相對較寬，而離底面較遠處的剖面相對較窄。
在本發明的另一個優選實施方案中，該至少一個的骨連接面有一個構形結構，該構形結構由多個基本上以徑向方式向多個方向延伸的下凹所界定。優選地，該下凹由壁面及一底面所界定。此外或可選地，該下凹提供了一個下部凹進連接部位。優選地，該下部凹進連接部位靠近底面處的剖面相對較寬的剖面，而離底面較遠處的剖面相對較窄。
在本發明的另一個優選實施方案中，該至少一個的骨連接面帶有一幾何構形結構。
在本發明的又一個優選實施方案中，該至少一個的骨連接面是不規則碎片狀的構形結構。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，可植入的人工關節窩用作脛骨窩，并界定出一個有內凹接合面的接合部位以及一個有骨連接面的骨連接部位。
優選地，該接合部位由高彈性的中空圓周邊緣形成，用于與骨連接部位的一個表面上的相應的圓周窩扣接；該表面位于骨連接面的對面。
此外，在本發明的一個優選實施方案中，接合部位帶有一個支撐突出，它界定出一個下部凹進，用于與骨連接部位中相應的凹槽彈性扣接鎖接。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，接合面中有多個完全貫通的通孔及側口，用于讓潤滑液通過，從而潤滑接合面。
再進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，可植入的人工關節窩如此安裝在脛骨上，使得當力施加在關節上時，會引起接合部位彈性地移向骨連接部位，從而使得位于接合部位及骨連接部位之間的潤滑液，穿過通孔及側口，鋪展在接合面上，增強股骨接合面與該接合面之間的潤滑。
一般地，施加力后，至少一個的突出被彈性壓曲、彈性邊緣被壓縮，從而使接合部位移動；松開力后，接合部位移動，同時該突出彈性地回復至未受壓時的狀態，彈性邊緣解壓，施加的力并沒有使接合面產生較大的幾何變形。
在本發明的一個優選實施方案中，插入植入體的方法是輕輕放置，將人工髖臼窩連接在其內凹面上的位置上，沿扣接的天然髖臼的對稱軸的方向進行下壓，從而使該人工髖臼窩移位，使其在突出處徑向向內壓縮該人工髖臼窩，從而導致該人工髖臼窩在突出處及其附近區域產生變形。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，該人工髖臼窩的徑向向內壓縮及所產生的變形，在該髖臼窩上產生應力，使力施加在髖臼上，從而在該髖臼上產生壓應力及應變。
此外，在本發明的一個優選實施方案中，該人工髖臼窩的移位減小了該人工髖臼窩的外緣面與該髖臼外緣面之間的距離。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，植入人工髖臼窩的方法包括在輕輕地放置之后，進一步在該人工髖臼窩的內凹面位置處下壓該人工髖臼窩，使其進一步移位，使位于下部凹進處的突出的下方表面部位以及凹槽的徑向外伸表面部位在壓力下滑動扣接，其中，該人工髖臼窩的彈性使該突出徑向地向外移位，并相應地使該人工髖臼窩徑向地向外解壓，從而使該人工髖臼窩及髖臼的所受的應力減小并改變。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，該人工髖臼窩的移位進一步地縮短了人工髖臼窩的外緣面與髖臼外緣面之間的距離。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中， 植入方法進一步包括在上述進一步下壓之后，在人工髖臼窩的邊緣位置處下壓，使其進一步移位，使上述突出與上述凹槽得以滑動扣接，其中，該人工髖臼窩的彈性使該突出徑向外移，從而基本上消除了該人工髖臼窩在該突出及附近區域的變形。
優選地，上述扣接基本上是非壓合連接，該人工髖臼窩與該髖臼之間的接觸連接在該髖臼窩及髖臼中產生的應力基本上很小，并且只集中在扣接區域。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，該扣接將該人工髖臼窩鎖定在該凹槽處，該下部凹進防止該突出從該凹槽中脫離。
此外，在本發明的一個優選實施方案中，該扣接提供了一種基本上是壓合的連接，其中，該人工髖臼窩與髖臼之間的接觸連接在該髖臼窩及髖臼上產生應力，該應力并不只是集中在該扣接區域。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，上述基本上為壓合的扣接，在該髖臼及人工髖臼窩的凸面之間的幾乎整個范圍內，產生壓力連接。
在本發明的一個優選實施方案中，外力所產生的額外應力場可能疊加在上述由于扣接和壓合連接形成的應力場上。與關節負荷產生的外負荷一起，應力場可用于刺激具有結構特性的細胞的生長。
在本發明的一個優選實施方案中，骨連接面的界面可以在植入體的有限區域上形成構形結構，或根本不形成構形結構。這樣的方案尤其適合只能進行有限活動或較低難度活動的患者。值得指出的是，僅僅由壓合及扣接獲得的固定強度，就足以承受因患者活動而產生的負荷。
在本發明的一個優選實施方案中，可植入的人工髖臼不帶構形結構，因此人工髖臼可以朝著髖臼的邊緣變形。在本發明的另一個優選實施方案中，髖臼窩植入體外邊緣上采用紋理結構和構形結構，可以增強固定，因此可防止髖臼窩在邊緣附近受到稍小壓力時移動。
本發明提供了一種牙齒植入體，該植入體通過方向及大小均與經牙周膜傳送的力相似的力，有效地附著下頜骨(mandibular bone)上，從而防止骨頭的磨損。
因此，本發明的一個優選實施方案提供了可植入牙齒植入體組件的骨連接界面，該牙齒植入體組件的骨連接界面尤其適合在牙齒固位件(fixture)中使用，可作為人工牙周韌帶的代替物。該骨連接界面優選由聚氨酯(聚氨基甲酸乙酯，po1yurethane)注模成型，優選具有基本均勻的厚度，并界定出固位件的內凹固定面。該骨連接界面可以有一個斜邊及一個與牙齒植入體組件扣接相匹配的下凹。該骨連接界面具有至少一個基本上環形的外伸突出，用于與適當加工頜骨(jawbone)后形成的相關的凹槽進行扣接。優選地，該突出有一剖面，其下方的坡度比上方的坡度大。
本發明的一個優選實施方案還進一步提供了一種在骨連接界面的邊緣與上述突出之間植入一種圓周連續下凹的方法，使骨頭生長進下凹中，并形成一道防止細菌入侵的保護屏障。
在本發明的一個優選實施方案中，骨連接界面為單層結構，優選由聚氨酯模塑成型，并包括一插入的內部變形控制元件。該變形控制元件優選由剛性材料制成。或者，該變形控制元件由編織的高性能纖維制成。該變形控制元件優選被PU(聚氨酯)材料從里面、外面及靠近邊緣的位置覆蓋。該變形控制元件優選有一基本上環形的結構，該結構由網狀部位及加厚部位界定，并進一步被翼片間隔開的矩形切口(cut-out)界定。
在本發明的另一個優選實施方案中，骨連接界面嵌有一個加強元件，該加強元件由高性能纖維制成，可模擬牙周韌帶的功能。
根據上面所述的原則，設計骨連接界面時，應避免過大應力點或過窄的應力分布，從而避免應壓力(stress compression)，使纖維保持筆直狀態。
在本發明的另一個優選實施方案中，骨連接界面由材料層及加強層組成，具有吸震功能并允許牙齒輕微移動。這樣的輕微移動是有好處的，其原因將在下文中給予描述。吸震功能為替代因去掉牙周韌帶而失去的功能找到了解決途徑。
在本發明的另一個優選實施方案中，骨連接界面的形狀和大小與安裝于其上的突出的關系，相對于加工過的頜骨的形狀和大小，優選采用壓合及扣接方式。
在本發明的一個優選實施方案中，骨連接面上帶有如此的構形結構，該構形結構由多個向多個方向延伸的下凹所界定。該下凹由壁面及底面界定，壁面優選朝底面外傾。這些實施方案的一個突出特點是，當骨連接界面受到力和/或沖擊時，所產生的應力和應變施加在頜骨中，誘發了新的骨細胞的生長，新的骨細胞遷移到該下凹中，形成與該界面的下部凹進鎖接。
在本發明的又一個優選實施方案中，安裝在骨連接界面上的基本上環形的外伸突出帶有類似的構形結構。
在本發明的另一個優選實施方案中，骨連接界面的外表面優選帶有六角形構形結構。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，最好至少有兩個隆起元件與骨連接界面的邊緣一體成型。這些夾握元件的總體結構優選是基本上分段或連續的環形結構，在本發明的又一個優選實施方案中，這樣的結構使植入工具的鉗夾能夠鉗住。
在本發明的一個優選實施方案中，一個牙冠假體安裝在牙冠基臺上，牙冠基臺優選由吸震材料制成。牙冠基臺固定在骨連接界面的固位件中。
在本發明的一個優選實施方案中，可以通過將牙冠基臺固定在固位件中的方式，使牙冠基臺與骨連接界面相固定。其它方式還可以是扣接(snap-fitting)、或者是扣接加壓合(press fitting)、卡口連接(bayonet)或螺接(screwing)。
在本發明的一個優選實施方案中，牙齒固位件通過扣接、壓合、卡口連接或螺接等任意一種方式，與骨連接界面相固定。
在本發明的一個優選實施方案中，牙冠基臺可以直接與骨連接界面相固定，無需中間元件。前文所列舉的所有固定方式在此處同樣適用。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，優選采用植入工具將可植入的牙齒植入體組件植入頜骨中。在本發明的又一個優選實施方案中，可植入工具的鉗夾將骨連接界面的隆起元件鉗住。該植入工具可以讓醫生輕松地一次性將牙齒植入體與骨連接界面同時植入。
在本發明的一個優選實施方案中，植入工具在骨連接界面的邊緣處夾住隆起元件而擴展骨界面的同時，推擠固位件的內凹固定面。
在本發明的一個優選實施方案中，醫生使用植入工具，將可植入牙齒組件的部件，按照部件的順序，插入經過適當加工的頜骨中，然后續繼用植入工具改變撓力及推力，直到組件的各個部件安裝好為止。
進一步地，在本發明的一個優選實施方案中，隆起元件位于可植入窩之上，與植入工具一起使用。
在本發明的一個優選實施方案中，提供了一種與骨界面一體成型的柔性的齒齦基堤元件，齒齦基堤元件自邊緣處向外及向上延伸。
本發明的一個優選實施方案提供了一種與天然股骨頭一同使用的人工股骨頭假體。該假體包括一個安裝在天然股骨頭上的骨界面元件，該骨界面元件有一個內凹面，用于在靜態連接狀態中與天然股骨頭直接接觸。骨界面元件設計成特定的形狀，用于與形狀經過適當加工的天然股骨頭表面不脫位地(或叫固定地)扣接；壓合髖臼連接元件設計成特定的形狀，用于與骨界面元件不脫位地壓合連接，骨界面元件有一個光滑的外凸面，用于在與髖臼窩的活動連接中，直接接觸髖臼窩。
在本發明的又一個優選實施方案中，本發明的所有骨連接植入體均包括生物活性涂層。優選地，該生物活性涂層是通過噴剛砂處理而形成的。或者，該生物活性涂層還可以通過噴涂而形成。在另一個優選實施方案中，該生物活性涂層還包括一彈性體；或者是包括彈性體及生物活性材料的復合涂層，生物活性材料可以羥磷灰石(Hydroxylapatite，簡稱HA)等。HA可能會隨著時間的推移被再吸收。生物活性材料使人工植入設備的接觸面具有生物活性，刺激骨髂的生成，使植入體與骨頭粘附，加速骨的結合。
該涂層的原料可以是粉末形式的，或是PU桿形式，或其任意組合。
本發明的一個優選實施方案采用了一種噴涂儀器，使用一種由噴嘴控制的燃燒過程來形成涂層。該過程開始時采用預熱步驟，熔化植入體的表面，使得表面與聚氨酯微粒之間產生化學粘接。或者可以采用淀積法，在人工植入器件的接觸面上沉積涂層。涂層可以是在彈性體涂層之上的彈性體。
除了上述的加強骨粘接的方法之外，人工植入器件的接觸面也可以采用下述表面修飾方法進行處理原子清潔、助粘技術、分子接枝、細胞結合加強技術以及如Metro Line Surface公司所采用的等離子體加強的化學氣相淀積法(PlasmaEnhanced Chemical Vapor Deposition，PECVD)。表面修飾處理能夠減少摩擦，提高接觸面的結合性能，從而增強了耐磨性。
結合下述附圖以及具體實施方式
，可以對本發明有更全面的了解。
圖1、2、3和4是本發明一個優選實施例中，一種可植入的人工關節窩的立體示意圖；圖5A是本發明一個優選實施例中，與經過適當加工的脛骨一同使用的可植入的人工脛骨窩組件的簡化分解圖；圖5B是脛骨的簡化圖，該脛骨經過適當加工，用于容納圖5A所示的可植入人工脛骨窩組件；圖6是本發明的一個優選實施例中，圖5A及5B中的人工脛骨窩組件安裝在脛骨上的簡化組合示意圖；圖7A和7B是圖5A、圖5B及圖6的可植入人工脛骨窩組件安裝在脛骨上、在兩個可選操作方向中的剖面圖；圖8A和8B是在本發明的優選實施例中一種可植入的人工股骨頭表面元件組件的簡化分解圖；圖9是在本發明的一個優選實施例中，圖8A中的人工股骨表面元件的組件安裝在脛骨上的簡化組合示意圖；圖10A和10B是圖8A、圖8B及圖9中的可植入人工脛骨窩組件安裝在脛骨上、在兩個可選操作方向中的剖面圖；圖11A和11B分別是在整體單髁(unidcondylar)膝置換環境中，圖5A至7B中的可植入人工脛骨窩組件和圖8A至10B中的可植入人工股骨表面元件組件在第一及第二操作方向的剖面圖；圖60是本發明的優選實施例中一種可植入的人工窩壓合及扣接在一擴鉆過的髖臼中的第一階段的簡化篩網剖面圖；圖61是本發明的優選實施例中一種可植入的人工窩壓合及扣接在一擴鉆過的髖臼中的第二階段的簡化篩網剖面圖，圖中標示了應力場。
圖62是本發明的優選實施例中一種可植入的人工窩壓合及扣接在一擴鉆過的髖臼中的第三階段的簡化篩網剖面圖，圖中標示了應力場。
圖63是本發明的優選實施例中一種可植入的人工窩壓合及扣接在一擴鉆過的髖臼中的最后一個階段的簡化篩網剖面圖，圖中標示了應力場；圖64A和64B分別是本發明的優選實施例中一種可植入的牙根植入體的骨連接界面的立體示意圖及局部剖面圖；圖65A、65B和65C是本發明的優選實施例中一種可植入的牙齒植入體組件安裝在頜骨上的剖面圖；圖66是本發明的優選實施例中一種可植入的牙根植入體的骨連接界面安裝在頜骨上的立體局部剖面圖；圖74A和74B是本發明的優選實施例中一種人工髖關節的簡化篩網剖面圖，圖中標示了因可植入人工窩的壓合安裝而產生的應力場；圖75A和75B是圖71中的人工髖關節的簡化篩網剖面圖，圖中顯示，關節承受負荷使應力場發生改變；圖76A和76B是本發明的另一個優選實施例中，一種人工髖關節的簡化篩網剖面圖，圖中顯示，關節承受負荷使應力場發生改變。圖中的關節是經修飾的可植入人工窩中加裝了變形控制層，可植入人工窩的厚度有變化；圖77A和77B是本發明的另一個優選實施例中，人工髖關節的簡化篩網剖面圖。圖中顯示，關節承受負荷使應力場發生改變。圖中的關節是經修飾的可植入人工窩中加裝了變形控制元件；圖78A和78B是本發明的另一個優選實施例中，人工髖關節的簡化篩網剖面圖。圖中顯示，關節裝入后，應力場改變。圖中的關節是經修飾的位于與其接合的股骨頭上的可植入人工股骨頭表面元件中加裝了變形控制元件。
具體實施例方式
參見圖1。圖1是本發明一個優選實施例中，一種可植入的人工關節窩的立體示意圖，該可植入人工窩尤其適用于髖關節。圖1表示的實施例是特別為在人工窩的骨連接面上提供一種固定機構而設計的，用于增加人工窩與骨之間的固定和粘附，從而提高假體的穩定性，延長假體的使用壽命。
如圖1所示，用1100表示的一種可植入人工窩，優選由具生物穩定性及生物兼容性的柔韌材料如彈性體制成，優選為聚氨酯，這些材料的機械性能呈非線性的應力應變關系。
優選地，可植入的人工窩1100具有基本上均勻的厚度，并具有基本上半球形凸起骨連接面1101及局部半球形的凸起骨連接面1104。在人工窩1100的頂點1102與邊緣1103之間任意適合的位置上，形成基本上環形的外伸突出1106。突出1106優選界定出基本上環形的下部凹進1108。或者，突出1106可以是其它任何適合的、環形或非環形的、連續或不連續的基本上圓周的突出。突出1106優選用于與擴鉆骨頭后形成的相應的凹槽進行扣接。
在本發明的另一個優選實施例中，對應于擴鉆過的骨頭的形狀及大小，人工窩1100的形狀及大小與突出1106的關系是優選設置成可與骨頭壓合以及扣接。將窩1100的外尺寸設計成稍大于相應的經過加工的、與窩配合的骨表面的尺寸，從而實現壓合功能。
凸起的骨連接面1101優選帶有六角形的構形結構1110。優選地，構形結構1110由多個突出的六角形接觸面部位1112所界定，而每個接觸面部位1112由圓周槽道1114所包圍。槽道1114由壁面1116及底面1120所界定。在本發明的一個優選實施例中，槽道1114帶有朝著底面1120傾斜的壁面1116，形成下部凹進的結構，該下部凹進結構靠近底面處的剖面相對較寬，而離底面稍遠處的剖面相對較窄。
圖1所示實施例的一個突出特點是，當裝有可植入人工窩1100的人工關節受到如步行或跑步引起的、具有循環性質的力和/或沖擊時，骨連接面1101附近的骨頭中產生應力及應變，促進新的骨細胞的生成，而隨著時間的推移，新的骨細胞遷移到槽道1114中。新的骨細胞一般會壓在其它細胞之上，使與骨連接面1101的骨頭進行重塑，從而使骨逐漸進入槽道1114中，隨著時間的推移，逐漸形成與窩1100的下部凹進鎖接。
在本發明的另一個優選實施例中，局部半球形的凸起骨連接面1104優選帶有與六角形構形結構1110類似的構形結構。
在本發明的又一個優選實施例中，基本上環形的外伸突出1106優選帶有與六角形構形結構1100類似的構形結構，或與六角形構形結構1110類似的構形片段組成的構形。
圖2是本發明一個優選實施例中，一種可植入的人工關節窩的立體示意圖，該關節窩尤其適用于髖關節。圖2所示的實施例是特別為在人工窩的骨連接面上提供一種固定機構而設計的，用于增強人工窩與骨之間的固定和粘附，從而提高假體的穩定性，延長假體使用壽命。
如圖2所示，用標記1200表示的一種可植入人工窩，優選由具生物穩定性及生物兼容性的柔韌材料如彈性體制成，優選為聚氨酯，這些材料的機械性能呈非線性的應力應變關系。
優選地，可植入人工窩1200具有基本上均勻的厚度，并界定出基本上半球形的凸起骨連接面1201以及局部半球形的凸起骨連接面1204。凸起骨連接面1204的頂點1202與邊緣1203之間任意適合的位置上，形成基本上環形的外伸突出1206。突出1206類似上圖1所示的基本上環形的外伸突出1106。突出1206優選界定出基本上環形的下部凹進1208。或者，突出1206可以是其它任何適合的、環形或非環形的、連續或不連續的基本上圓周的突出。突出1206優選用于與擴鉆骨頭后形成的相應的凹槽進行扣接。
在本發明的另一個優選實施例中，對應于擴鉆過的骨頭的形狀及大小，人工窩1200的形狀及大小與突出1206的關系是優選設置成可與骨頭壓合以及扣接。將窩1200的外尺寸設計成稍大于相應的經過加工的、與窩配合的骨表面的尺寸，從而實現壓合功能。
凸起的骨連接面1201優選帶有六角形的構形結構1210，優選地，構形結構1210由多個下凹六角形接觸面部位1212所界定，而每個接觸面部位1212由圓周隆起1214所包圍。隆起1214由壁面1216及頂面1120所界定。在本發明的一個優選實施例中，隆起1214帶有朝著頂面1120外傾的壁面1216，在該下凹六角形接觸面部位1212處形成下部凹進的結構，該結構在靠近表面部位1212處的剖面相對較寬，而離表面部位1212稍遠處的剖面較窄。
圖2所示實施例的一個突出特點是，當裝有可植入人工窩1200的人工關節受到壓力和/或沖擊，如步行或跑步引起的循環的力時，骨連接面1101附近的骨頭中產生應力及應變，促進新的骨細胞的生成，而隨著時間的推移，新的骨細胞會遷移到表面部位1212上方的區域中。新的骨細胞一般會壓在其它細胞之上，使與骨連接面1201連接的骨頭進行重塑，從而使骨逐漸進入表面部位1212上方的區域中，隨著時間的推移，逐漸形成與窩1200的下部凹進的鎖接。
在本發明的另一個優選實施例中，局部半球形的凸起骨連接面1204優選帶有與六角形構形結構1210類似的構形結構。
在本發明的另一個優選實施例中，基本上環形的外伸突出1206優選帶有與六角形構形結構1200類似的構形結構，或由與六角形構形結構1210類似的構形片段組成。
圖3是是本發明一個優選實施例中，一種可植入的人工關節窩的立體示意圖，該人工關節窩尤其于髖關節。
如圖3所示，用標記2100表示的一種可植入人工窩，優選由具生物穩定性及生物兼容性的柔韌材料如彈性體制成，優選為聚氨酯，這些材料的機械性能呈非線性的應力應變關系。
優選地，可植入人工窩2100具有基本上均勻的厚度，并界定出基本上半球形凸起骨連接面2101及局部半球形的凸起骨連接面2104。凸起骨連接面2104的頂點2102與邊緣2103之間的任意適合的位置上，形成基本上環形的外伸突出2106。突出2106優選界定出基本上環形的下部凹進2108。或者，突出2106可以是其它任何適合的、環形或非環形的、連續或不連續的基本上圓周的突出。突出2106優選用于與擴鉆骨頭后形成的相應的凹槽進行扣接。
在本發明的另一個優選實施例中，對應于擴鉆過的骨頭的形狀及大小，可植入人工窩2100的形狀及大小與突出2106的關系是優選設置成可與骨頭壓合以及扣接。將窩2100的外尺寸設計成稍大于相應的經過加工的、與窩配合的骨表面的尺寸，從而實現壓合功能。
凸起的骨連接面2101優選帶有螺旋構形結構2110。該構形結構優選由螺旋狀的下凹2112界定出。螺旋下凹2112由壁面2116及底面2120界定出。在本發明的一個優選實施例中，螺旋下凹2112的壁面2116朝底面2120外傾，形成一下部凹進結構，該下部凹進結構靠近底面處的剖面較寬，離底面稍遠處的剖面較窄。值得一提的是，雖然本實施例中的螺旋構形結構2110是圓形的，該螺旋構形結構也可以是其它任何適合形式的結構，如橢圓形或不對稱的螺旋構形結構，或其任意組合。
圖3所示實施例的一個突出特點是，當裝有可植入人工窩2100的受到如因為步行或跑步而引起的具循環性的力和或沖擊時，骨連接面2101附近的骨頭中產生應力及應變，促進新的骨細胞的生成，而隨著時間的推移，新的骨細胞會遷移到螺旋下凹2112中。新的骨細胞一般壓在其它細胞之上，使與骨連接面2101連接的骨頭進行重塑，從而使骨逐漸進入螺旋下凹2102中，隨著時間的推移，逐漸形成與窩2100的下部凹進的鎖接。在本發明的另一個優選實施例中，局部半球形的凸起骨連接面2104優選帶有與六角形構形結構2110類似的構形結構。
在本發明的又一個優選實施例中，基本上環形的外伸突出2106優選帶有與六角形構形結構2110類似的構形結構，或由與六角形構形結構2110類似的構形片段組成的構形。
參照圖4。圖4是本發明的優選實施例中一種可植入的人工關節窩的立體示意圖，該人工關節窩尤其于髖關節。
如圖4所示，用標記2200表示的一種可植入人工窩，優選由具生物穩定性及生物兼容性的柔韌材料，如彈性體等注模成型。該材料優選為聚氨酯。這些材料的機械性能呈非線性的應力應變關系。
優選地，可植入人工窩2200的厚度基本上均勻，界定出基本上半球形的凸起骨連接面2201以及局部半球形的凸起骨連接面2204。在骨連接面2204的頂點2202及邊緣2203的任意適合的位置上，形成為基本上環形的外伸突出2206。突出2206類似于上圖1中的基本上環形的外伸突出1106，且優選界定出基本上環形的下部凹進2208。或者，突出2206還可以是其它任何適當的、環形或非環形，連續或不連續的、基本上圓周的突出。突出2206優選用于與擴鉆骨頭后形成的相應的凹槽進行扣接。
在本發明的另一個優選實施例中，對應于擴鉆過的骨頭的形狀及大小，人工窩2200的形狀及大小與突出2206的關系是優選設置成可與骨頭壓合以及扣接。將窩2200的外尺寸設計成稍大于相應的經過加工的、與窩配合的骨表面的尺寸，從而實現壓合功能。
凸起骨連接面2201優選帶有構形結構2210，構形結構2210優選由多個基本上以徑向方式向多個方向延伸的下凹2214。下凹2214由壁面2216及底面2220界定。在本發明的一個優選實施例中，下凹2214帶有朝底面2220外傾的壁面2216，形成一下部凹進結構，該下部凹進結構靠近底面處的剖面較寬，離底面稍遠處的剖面較窄。
圖4所示實施例的一個突出特點是，當裝有可植入人工窩2200的受到力和或沖擊，如因為步行或跑步而引起的循環力時，骨連接面2201附近的骨頭中產生應力及應變，促進新的骨細胞的生成。隨著時間的推移，新的骨細胞逐漸進入下凹2214中。新的骨細胞一般會壓在其它細胞之上，促使與骨連接面2201連接在骨頭進行重塑，從而使骨頭逐漸移入槽道2214中，隨著時間的推移，形成與窩2200的下部凹進的鎖接。
值得一提的是，圖1中的六角形構形結構1110和圖2中的六角形構形結構1210近似于相同構形的對應面(obverse versions of the same pattern)。還可以采用類似于圖3及圖4的構形結構對應面的構形結構。此外必須指出的是，圖中所示構形只是作為一個例子，其它任何適當的構形結構，如幾何構形或不規則碎片形等，都是可以采用的。
需要進一步指出的是，雖然所示實施例采用連續的構形結構，但也可以采用其它適當的、連續或非連續的構形結構組合，這些構形結構可以覆蓋全部骨接觸面部位，也可以覆蓋部分骨接觸面部位。在本發明的另一個優選實施例中，局部半球形的凸起骨連接面2204優選帶有與六角形構形結構2210類似的構形結構。
在本發明的又一個優選實施例中，基本上環形的外伸突出2206優選帶有與六角形構形結構2210類似的構形結構，或由與六角形構形結構2210類似的構形片段組成的構形。
值得進一步指出的是，上述圖1-4的優選實施例中，植入體的制成可以由如下的任意一種骨界面元件的材料比骨頭的材料更柔韌；骨界面元件至少一個凹部；骨界面元件包括至少一個滑液通道；骨界面元件是吸震的；其中骨的界面具有哺乳動物軟骨的機械性能；骨的界面的彈性比髖臼或股骨頭的彈性高；連接第一個關節骨的骨界面元件，與第二個元件接合；該接合可以是機械定界的。髖臼植入體與人工球窩接合；球窩至少一個定界元件；球窩定界元件是突出形式的結構；球窩的吸震力比股骨及髖臼的更強；球窩有多個具有不同機械性能的部位；這些多個部位歐米伽形狀的；球窩包括一個外殼及一個內核；所述人工球窩有多個彼此靠近的第一及第二部位；所述第一部位的硬度通常比第二部位高；人工球窩設有注滿流體的凹部；人工球窩為流體設有凹部及通道；所述流體為潤滑液。
所述第一及第二關節部位與第三中間部位接合。相關于該第三部位的運動是機械定界的；骨的界面至少包括兩層；骨連接元件及人工接合元件是分開的。該骨連接元件及接合元件是用扣接、卡口連接或或螺紋等方式相接的。
骨界面元件有一切口；在該切口處設有用于連接的配合元件；設有用于連接的鎖接部位；該骨界面元件用于容納插入工具的叉尖。
值得進一步指出的是，上述優選實施例可以配合使用最低損傷手術方法，其中一個關節假體包括一個由尺寸較小的人工窩前體膨脹形成的人工窩，該關節假體用于插進關節韌帶紊亂程度減小的關節環境中，所述的膨脹在韌帶之間原位進行，形成所需的球狀。
參照圖5A、圖5B及圖6。圖5A是本發明一個優選實施例中，與經過適當加工的脛骨一同使用的可植入人工脛骨窩組件的簡化分解圖；圖5B是脛骨的簡化圖，該脛骨經過適當加工，用于容納圖5A所示的可植入人工脛骨窩組件。圖6是本發明的一個優選實施例中，圖5A及5B中的一種可植入人工脛骨窩組件安裝在脛骨3934上的簡化組合示意圖。
如圖5A及5B所示，用標記3900表示的一種可植入人工脛骨窩組件，優選由具生物穩定性及生物兼容性的柔韌材料，如彈性體等注模成型。該材料優選為聚氨酯。這些材料的機械性能呈非線性的應力應變關系。
優選地，人工窩組件3900界定出接合凹面3902以及骨連接面3904，接合凹面3900位于接合部位3903上，骨連接面3904位于骨連接部位3905上。骨連接面3904上有多個突出，在本實施例中有內突出3906及外圓周突出3908，它們界定出下部凹進3910及3912。或者，突出3906有3908可以是其它任何適當的、開放或封閉的突出。突出3906及3908優選用于與脛骨加工后形成的相應在凹槽進行扣接。
在本發明的一個優選實施例中，骨連接面3904上形成有構形3917，該構形由多個多方向延伸的下凹3918所界定，構形3917類似于圖4的構形2210。或者，構形3917可以是六角形的構形結構，類似于圖1的構形1110，或圖2的構形1210，或圖3中構形2110的螺旋構形結構。此外，上面所述，也可以采用這些構形的對應面(obverse pattern)或其它適合的構形結構。
下凹3918帶有壁面3919及底面3920。在本發明的一個優選實施例中，下凹3918帶有朝著底面3920外傾的壁面3919，形成一下部凹進結構，該下部凹進結構在靠近底面處的剖面較寬，離底面稍遠處的剖面較窄。
接合部位3903帶有高彈性的中空圓周邊緣3921，用于與相應的圓周窩3922扣接，圓周窩3922位于骨連接面3904對面的骨連接部位3905的表面中。接合部位3903還帶有一個界定出下部凹進3924的支撐突出3923，用于與骨連接部位3905中形成的相應的凹槽3926有彈性地扣接鎖接。
在本發明的一個優選實施例中，接合部位3903有接合面3902中，形成有多個完全貫通的通孔3928及側口3930，使潤滑液能夠穿過通孔3928及側口3930，潤滑接合面3902。
圖5A的一個突出特點是，當裝有可植入人工脛骨窩組件3900受到如因為步行或跑步而引起的具循環性的力和或沖擊時，骨連接面3904附近的骨頭中產生應力及應變，促進新的骨細胞的生長，隨著時間的推移，逐漸遷移到下凹3918中。新的骨細胞一般會壓在其它細胞上，促使骨連接面3904連接的骨頭進行重塑，使骨頭逐漸移入下凹3918中，隨著時間的推移，形成與窩組件3900的下部凹進的鎖接。
由圖6以及下圖7A及7B可知，安裝在脛骨3934上的可植入人工脛骨窩組件3900是本發明的一個實施方式，該實施方式中骨連接面3904上沒有形成如構形3917的構形。骨連接面3904上還可以帶有上面所述構形的對應面，或其它任何適合的構形結構或其它任何不光滑的紋理結構。
參照圖7A和7B。圖7A和圖7B是圖29和圖30的可植入人工脛骨窩組件安裝在脛骨上、在兩個可選操作方向中的剖面圖。圖31A顯示關節承受負荷時的操作方向，例如此處用標記3932表示股骨，其向著用標記3934表示的脛骨壓下，所受的力則用箭頭3936表示。
如圖7A所示，施加力3936，使接合部位3903向骨連接部位3905彈性移動，從而迫使位于接合部位3903及骨連接部位3905之間的潤滑液，穿過通孔3928和側口3930，鋪展在接合面3902上，增強股骨3932的接合面3938與接合面3902之間接合的潤滑。
由圖7A及7B可見，施加力3936，使接合部位3903產生移動，如箭頭3940所示，并使潤滑液相應地流動，如箭頭3942所示。伴隨該移動一起進行的有突出3922被彈性擠曲，如箭頭3944所示，并且彈性邊緣3918被壓縮，如箭頭3946所示。
力3936松開后，接合部位3903產生移動，如箭頭3950所示，并使潤滑液相應地流動，如箭頭3952所示。伴隨該移動一起進行的有突出3922彈性地回復至原先不受力的狀態，如箭頭3954所示；并且彈性邊緣3918解壓，如箭頭3956所示。
接合部位3903及骨連接部位3905的一個特點是，施加力3936并沒有導致接合面3902產生較大的幾何變形。
接合部位3903及骨連接部位3905的另一個特點是，通過采用“插入”(″plug-in″)扣接方式更換與骨連接部位3905連接的接合部位3903，可以相對容易地補償接合面3902的磨損或變形，并不一定必須更換骨連接部位3905。
參閱圖8A、8B及圖9。圖8A是本發明的優選實施例中一種與適當加工過的股骨配合使用的可植入人工股骨表面元件組件的簡化分解示意圖；圖8B是一個通過適當加工過的股骨，用于容納圖8A中的可植入人工股骨表面元件組件；圖9是本發明的一個優選實施例中，可植入人工股骨表面元件組件安裝在股骨4032上的簡化示意圖。
如圖8A及8B所示，用標記4000表示的一種可植入人工股骨表面元件組件，優選由具生物穩定性及生物兼容性的柔韌材料如彈性體注模成型，優選由聚氨酯注模成型，這些材料的特點是呈非線性的應力-應變關系。
優選地，可植入人工窩組件4000界定出接合凹面4002以及骨連接面4004，接合面4002位于接合部位4003上，骨連接面4004位于骨連接部位4005上。骨連接面4004上優選設置在多個突出之上。
本實施例設有內突出4006及外圓周突出4008，它們分別界定出下部凹進4010及4012。或者，突出4006和4008可以是其它任何適當的、開放或封閉的突出。突出4006和4008優選用于與通過加工股骨內側髁得到的相應凹槽4014及4016扣接。
在本發明的一個優選實施例中，骨連接面4004上有構形4017，構形4017由多個多向延伸的下凹4018界定，類似圖4中的構形2210。或者，構形4017可以是六角形的構形結構，類似于圖1的構形1110，或圖2的構形1210，或類似圖3的構形2110的螺旋狀構形結構。此外，上面所述，也可以采用上述構形對應面的構形，或其它任何適合的構形。
下凹4018帶有壁面4019及底面4020。在本發明的一個優選實施例中，下凹4018帶有朝底面4020外傾的壁面4019，形成一下部凹結構，該下部凹進結構靠近底面處的剖面較寬，離底面稍遠處的剖面較窄。
接合部位4003帶有高彈性的中空圓周邊緣4021，用于與骨連接面4004對面的骨連接部位4005的表面中形成的相應圓周窩4022扣接，接合部位4003還帶有支撐突出4023，其界定出下部凹進4024，用于與在骨連接部位4005中形成的相應凹槽彈性扣接鎖接。
在本發明的一個優選實施例中，接合部位4003在接合面4002中有多個完全貫通的通孔4028及側口4030，使潤滑液通過，潤滑接合面4002。
圖8A和8B所示實施例的一個突出特點是，當裝有可植入人工窩4000的受到力和或沖擊，如因為步行或跑步而引起的循環力時，骨連接面4004附近產生的骨頭中應力及應變，促進新的骨細胞的生長，新的骨細胞隨著時間的推移，逐漸進入下凹4018中。新的骨細胞一般會壓在其它細胞上，使與骨連接面4004連接的骨頭進行重塑，從而使骨頭隨著時間的推移，逐漸進入下凹4018中，形成與窩組件4000的下部凹進的鎖接。
從圖9以及下面的圖10A及10B中可以看出，裝在股骨4032上的可植入人工股骨表面元件組件4000是本發明的一個實施方式，該實施方式中骨連接面4004上沒有形成像構形4017那樣的構形。骨連接面4004上還可以帶有上面所述構形的對應面，或其它任何適合的構形結構或其它任何不光滑的紋理結構。
參閱圖10和10B。圖10和10B分別是在可選操作方向上，圖8A中的一種可植入人工股骨表面元件組件安裝在股骨內側髁4032上的剖面圖。圖10A顯示了關節承受負荷時的操作方向，例如用標記4032表示股骨，股骨朝著用標記4034表示的脛骨壓下，所受的力則用箭頭4036表示。
如圖10A所示，施加力4036使接合部位4003朝著骨連接部位4005彈性移位，迫使位于接合部位4003及骨連接部位4005之間的潤滑液，穿過通孔4028及側口4030，鋪展在接合面4002上，增強脛骨4034的接合面4038與接合面4002之間接合的潤滑。
由圖10A和10B可知，施加力4036，使接合部位4003產生移動，如箭頭4040所示，并使潤滑液相應地流動，如箭頭4042所示。伴隨該移動一起進行的有突出4022被彈性擠曲，如箭頭4044所示，并且彈性邊緣4018被壓縮，如箭頭4046所示。
力4036松開后，接合部位4003產生移動，如箭頭4050所示，并使潤滑液相應地流動，如箭頭4052所示。伴隨該移動一起進行的有突出4022彈性地回復至原先不受力的狀態，如箭頭4054所示；并且彈性邊緣4018解壓，如箭頭4056所示。
接合部位4003及骨連接部位4005的一個特點是，施加力4036并沒有導致接合面4002產生較大的幾何變形。
接合部位4003及骨連接部位4005的另一個特點是，通過采用“插入”(“Plug-in”)扣接方式更換與骨連接部位4005連接的接合部位4003，可以相對容易地補償接合面4002的磨損或變形。不一定要更換骨連接部位4005。
參閱圖11A和11B。圖11A和11B分別是在整體單髁膝置換環境中，圖5A至7B中的可植入人工脛骨窩組件和圖8A至10B中的可植入人工股骨表面元件的組件在第一及第二操作方向的剖面圖。
由圖11A可見，施加力3936使接合部位3903向骨連接部位3905彈性移位，從而使位于接合部位3903與骨連接部位3905之間的潤滑液，穿過通孔3928和側口3930，鋪展在接合面3902上，增強股骨3932的接合面3938與接合面3902之間接合的潤滑。
由圖可見，施加力3936，使接合部位3903產生移動，如箭頭3940所示，并使潤滑液相應地流動，如箭頭3942所示。伴隨該移動一起進行的有突出3922被彈性擠曲，如箭頭3944所示，并且彈性邊緣3918被壓縮，如箭頭3946所示。
由圖11A還可以看到，施加力3936使接合部位4003朝著骨連接部位4005彈性移動， 迫使位于接合部位4003與骨連接部位4005之間的潤滑液，穿過通孔4028和側口4030，鋪展在接合面4002上，增強脛骨4034的接合面4038與接合央4002之間接合的潤滑。
由圖可見，施加力4036，使接合部位4003產生移動，如箭頭4040所示，并使潤滑液相應地流動，如箭頭4042所示。伴隨該移動一起進行的有突出4022被彈性擠曲，如箭頭4044所示，并且彈性邊緣4018被壓縮，如箭頭4046所示。
力3936松開后，接合部位3903產生移動，如箭頭3950所示，并使潤滑液相應地流動，如箭頭3952所示。伴隨該移動一起進行的有突出3922彈性地回復至原先不受力的狀態，如箭頭3954所示；并且彈性邊緣3918解壓，如箭頭3956所示。
力3936松開后，接合部位4003產生移動，如箭頭4050所示，并使潤滑液相應地流動，如箭頭4052所示。伴隨該移動一起進行的有突出4022彈性地回復至原先不受力的狀態，如箭頭4054所示；并且彈性邊緣4018解壓，如箭頭4056所示。
接合部位3903及骨連接部位3905的一個特點是，施加力3936并沒有導致接合面3902產生較大的幾何變形。
類似地，接合部位4003及骨連接部位4005的一個特點是，施加力4036并沒有導致接合面4002產生較大的幾何變形。
接合部位3903及骨連接部位3905的另一個特點是，通過采用“插入”扣接方式更換與骨連接部位3905連接的接合部位3903，可以相對容易地補償接合面3902的磨損或變形，而不一定必須更換骨連接部位3905。
類似地，接合部位4003及骨連接部位4005的另一個特點是，通過采用“插入”扣接方式更換與骨連接部位4005連接的接合部位4003可以相對容易地補償接合面4002的磨損或變形，而不一定必須更換骨連接部位4005。
值得一提的是，上述圖5A-11B描述的結構及方法不僅適用于內側髁，還同樣適用于外側髁。
在本發明的另一個優選實施例中，上述圖5A-11B描述的結構及方法可將骨連接部位3905作為“脛骨表面元件”(“tibia surface element”)，利用骨連接部位3905的骨側邊結構及構造，使之與脛骨相固定，并在骨連接部位3905接合的一側提供另外一種結構，以便在與股骨接合面的接合模式中使用。
在本發明的又一個優選實施例中，上述圖5A-11B描述的結構及方法可將骨連接部位4005作為“股骨表面元件”(“femur surface element”)，利用骨連接部位4005的骨側邊結構及構造，使其與股骨相固定，并在骨連接部位4005接合的一側提供另外一種結構，以便在與脛骨接合面的接合模式中使用。
現參照圖60、61、62和63。它們分別是本發明的優選實施例中一種可植入人工窩5400與一加工過的髖臼5420壓合及扣接的第一、第二、第三及第四(最后)階段的簡化篩網剖面圖，該可植入人工窩類似于上述圖1中的可植入人工窩1100，和/或上述圖2中的窩1200，和/或圖3中的窩2100，和/或圖4中的窩2200，或其它類似形式的可植入人工窩，其在與加工過的髖臼扣接及壓合連接中，可植入人工窩5400及加工過的髖臼5420之一或兩者有某一特定的大小和結構，從而可以進行扣接和壓合。
如圖60所示，在可植入人工窩5400與加工過的髖臼5420壓合及扣接的第一階段中，醫生最好用手指，輕輕地將人工髖臼窩放入加工過的髖臼窩相應的位置上。在如圖60所示的放置階段，帶有環形外伸突出5406的可植入人工窩5400，與加工髖臼5420的基本上球形內凹面5412的環形部位5410接觸，但基本上為無壓連接。環形部位5410位于凹槽5416之上、在基本上球形的內凹面5412之中。內凹面5412用于容納突出5406。相應地，突出5406與環形部位5410的連接使可植入人工髖臼窩5400停靠在如此的位置上，即在此用標記5430表示的、所述人工髖臼窩5400的外緣，位于加工過的髖臼5420相應外緣5432的上方。可植入人工髖臼窩5400的外緣5430的平面與外緣5432平面之間、平行于它們的共軸5440的距離，用箭頭5444表示。
圖60是扣接及壓合連接的第一個步驟。從圖60的篩網剖面來看，在圖60所示的放置階段中，基本上沒有應力施加在可植入人工髖臼窩5400和與之連接的、加工過的髖臼5420上。
現參照圖61。圖61是可植入人工髖臼窩放置到如上圖60所述的位置中后，扣接和壓合連接的第二階段的篩網剖面圖。在這個階段，醫生最好用手指輕輕地將人工髖臼窩5400連接在其內凹面5511上的位置，該位置在圖61中用標記5450表示。接著沿著箭頭5452所示的方向按下，箭頭5452的方向基本與軸5440平行。
如圖61所示，該壓力的施加使人工髖臼窩朝著方向5452移位。由于環形表面部位5410處的表面5412是下凹結構的，該移位使人工髖臼窩5400在突出5406處產生徑向內壓縮，如箭頭5454所示。該徑向內壓縮又使人工髖臼窩5400在突出5406及其附近區域，產生變形，如箭頭5456所示。
徑向內壓縮及其產生的變形在髖臼窩5400中產生應力，如如應力等高線5461、5462、5463和5464所示。上述的人工髖臼窩5400與加工過的髖臼5220連接，使力施加在加工過的髖臼5420上，從而在標記5476表示的、環形表面部位5410附近的位置產生壓應力，如應力等高線5471、5472、5473和5474所示。優選的是，產生在加過的髖臼窩5420上的應力會產生相應的應變。應力及應變都有積極的醫學意義，將在下文中討論。
人工髖臼窩5400沿5252方向移位，可以縮短人工髖臼窩5400的外緣5230的平面與外緣5232的平面之間的距離，該距離平行于軸5440，用箭頭5484表示。
參照圖62。圖62是可植入人工髖臼窩放置到如上圖61所述第二階段后，扣接和壓合連接的第三階段的篩網剖面圖。在這個階段，醫生最好用手指，進一步沿著箭頭5450表示的方向，按下人工髖臼窩5400上、最好是其內凹接合面5411上的位置，該位置用標記5452表示。
如圖62所示，進一步施加的壓力，使人工髖臼窩5400沿方向5452進一步移位。這樣，進一步的移位，又使下部凹進5492處的突出5406的下方表面部位5490與凹槽5416的徑向外伸表面部位5494產生滑動壓力連接。需要注意的是，人工髖臼窩5400的彈性，使突出5406徑向外移，如箭頭5496所示，引起徑向的向外解壓。該解壓引起人工髖臼窩5400在突出5406處及其附近產生不同的變形，如箭頭5498所示。
于是，人工髖臼窩5400以及加工過的髖臼5420在其區域5500上的應力減小，應力類型改變，如人工髖臼窩5400上的應力等高線5511、5512、5513和5514，以及加工過的髖臼5420上的應力等高線5521、5522、5523和5524所示。
人工髖臼窩5400沿著方向5452進一步移位，從而進一步縮短人工髖臼窩5400的外緣5430的平面與外緣5432的平面之間的距離，該距離平行于軸5440，用箭頭5534表示。
參照圖63。圖63是可植入人工髖臼窩放置到如上圖62所述第三階段后，扣接和壓合連接的第三階段的篩網剖面圖。在這個階段，醫生最好用手指，按下人工髖臼窩5400上、最好是其邊緣5430上的位置，該位置用標記5550表示，按下的方向用箭頭5452表示。
由圖63可見，這次施加力后，人工髖臼窩5400沿著方向5452進一步移位。該移位使突出5406與凹槽5416產生滑動扣接及滑動壓合連接。
需要注意的是，人工髖臼窩5400的彈性使突出5406徑向外移，如箭頭5552所示，引起徑向的向外解壓，該解壓基本上消除了人工髖臼窩5400在突出5406處及其附近、標記5450所示區域上的變形。
需要注意的是，圖63所示的扣接及壓合連接，在加工過的髖臼5420的凹面5412與人工髖臼窩5400的凸面5560之間的幾乎整個范圍內，產生壓力連接。相應地，髖臼窩5400及加工過的髖臼5420中的應力基本上較大，且并不只是集中在扣接區域，或局限于人工髖臼窩5400上的應力等高線5571、5572、5573、5574和5575所表示的區域，以及髖臼5420中應力等高線5581、5582、5583、5584和5585所表示的區域。
值得一提的是，人工髖臼窩5400與加工過的髖臼5420之間的扣接及壓合連接，將人工髖臼窩5400鎖定在凹槽處，下部凹進5492防止突出5406從所述凹槽5416中脫離。
從現有技術可知，“骨適應性可能會對一系列構成“負荷歷史”的因素，如應變大小，周期數及頻率等作出反應”。近來人們認為，這樣的適應性反應是短期的。關于長期的“負荷歷史”，可以假設骨頭在一定范圍內對應變作出反應，促進骨頭的塑造及重塑，但該反應是經過一段靜止期之后發生的。人們還提出，骨頭是有記憶的，會對以往的刺激作出調整。因此可以說，骨適應性在空間上及有限的時間內得到調節，該調節是由“負荷歷史”的一個微小子集完成的，其頻率可能比大小更重要，由于骨重塑及使骨量總體增加，高負荷率導致植入體界面硬度增加。硬度增加對微管中流體的運動產生的影響，將進一步改變對骨細胞的刺激，反過來又影響負荷承受刺激的中繼機構。見<矯形學雜志>，1999年5月出版，第81卷第5號，第553-561頁，標題為“Toward an understanding of implant occlusionand strain adaptive bone modeling and remodeling”，作者Stanford C.-Brand R.。
從現有技術中還知道，人類、鷹、鯊魚和老虎等生物，都能塑造及重塑骨骼，使其結構和大小能夠承受在進行正常的身體活動時，骨質中存在的幾乎相同的應變。
從現有技術中還可以知道，骨重塑機制是適應機械及周圍環境條件的一項功能，其中，受控于特定機構及周圍環境條件的細胞，比如作為微應變值的一項功能，會轉化成特定類型的骨細胞。在第一活動應變范圍中，沒有細胞生長；在第二個活動應變范圍中，松質骨細胞生成，而在第三個活動應變范圍中，軟骨細胞生長；在第四個活動應變范圍中，皮層細胞生長；在第五個活動應變范圍中，骨頭遭到無可挽回的損壞。見1988年的<國際鈣化組織雜志>(Calcified TissueInternational 1988)，42261-267，Binderman I等人所寫文章。
在現有技術中還可進一步知道，受到壓縮及低氧拉伸影響的細胞，會發展成軟骨細胞及軟骨；受到持續壓應力[流體靜應力(hydrostatic stress)]的細胞抑制了軟骨內的骨化即向軟骨的轉化；受到約大于0.15MPa的壓縮流體靜壓力和約小于15％的應變的細胞會刺激軟骨內骨化。見J Bone Joint Surg 1997，Yasui N等人所寫文章，79B824-830。
如圖63所示，如此設置可植入人工窩5400和加工過的患者的髖臼5420中的之一或兩者的大小及結構，使可提供扣接及壓合連接，產生應力場。從圖中看出，由扣接和壓合連接產生的應力場分布于可植入人工窩5400的材料中以及髖臼5420骨質的某些區域內。
如下圖75A、75B、76A、76B、77A、77B、78A和78B所示，通過將外部負荷施加在本發明的一個優選實施例中的一種人工髖關節上，使更多的應力場疊加在由扣接和壓合連接產生的應力場之上，外部負荷產生的應力與可植入人工窩5420的扣接及壓合安裝產生的應力一起形成組合應力場，可植入人工窩5420是該髖關節一個部件。
需要進一步指出的是，本發明的植入體是用于控制分布在骨-植入體界面處以及周邊骨質內的應力及應變的，從而促使積極骨重塑的產生，形成一種機械環境，這種機械環境具有能夠促成呈構造特征的新的骨細胞的網式重塑的條件。如下所述，本發明的植入體通過靶定(target)骨質中受到預期應變的特定區域，控制應變的分布。
在本發明的一個優選實施例中，若由本領域熟練人員所采用，可植入人工窩5420以及本發明實施例中提出到其它假體等人工窩、括號中列出的下列設計參數的組合能夠在假體中形成控制得當的變形(本發明所述假體的設計負荷；本發明所述假體的結構及構造；本發明所述的制成假體所采用具生物穩定性及生物兼容性的柔韌材料的機械性能；本發明所述插入模塑在假體中的變形控制元件)。在這些組合條件下，位于假體物質內的控制得很好的變形與分布在假體內所需區域中的、大小適當的壓應力的傳輸是相關的。
本領域熟練人員能夠理解，與圖63所示應力場相關的還有應變場。為了不致于混淆，圖63中以及本發明的其它實施例只顯示了一種類型的場，在對本發明所述實施例的描述中也是如此。我們知道，應力場存在的地方有相關的應變場存在，但在此不作具體標記。
本發明所述柔韌植入體構造的一個特點是，施加在特定區域的負荷在植入體多個區域中產生變形及壓應力場，這些區域包括離受負荷區較遠的區域。
原則上，在容器(硬性或柔性)內受壓流體產生的流體靜壓分布方面，該特征可以部分地與流體行為作比較(只是作為進一步說明)，其中，假體的外表面可以比作受壓容器的壁面，但假體物質中的壓力分布不同于受壓容器中的情況。若所述的容器是柔韌結構的，比如是在水床中，人躺在床上因人體重量產生的負荷，在遠離所躺位置的地方產生均勻的壓力。原則上，這種特征可進一步地與導管內的流體行為作比較(只為作進一步說明)。影響所述流體流動的因素有如果導管的橫截面足夠大，這使流體流動變得順暢；如果急轉彎或通道的局部縮窄，這會阻礙導管內流體流動。
在本發明的一個優選實施例中，實際植入體有足夠大的厚度(類似于上述舉例中的導管橫截面)，并避免較急的幾何轉彎、折疊以及局部縮窄厚度的情況(可以與所舉例子中，急轉彎或通道的局部縮窄而阻礙導管內流體流動的情況相比較)。這樣就能夠在包括遠離負荷區的區域在內的植入體所需的區域上很好地控制變形及壓應力場；并且，上面所述，進一步施加所需的應變，能夠實現對植入體施加負荷作出的積極的骨適應。
如上圖60、61、62和63所示，在本發明的一個優選實施例中，可植入人工窩5400，安裝在加工過的髖臼5420中，其中，窩5400與加工髖臼5420進行扣接和壓合連接，從而將人工髖臼窩5400機械鎖固在凹槽5416中，其中，下部凹進5492阻止了突出5406從凹槽5416中脫離。
從現有技術中我們知道，在剛性植入體如金屬植入體的附近，骨頭的某些部位上有應力屏蔽區域，也就是說，該剛性植入體接受原先是轉移給骨頭的負荷，使骨頭不受負荷，從而使骨頭再吸收；骨頭的再吸收導致骨頭幾何外形的重塑，這在很多情況下導致植入體松脫。該過程發生在髖置換后的近端內側骨區域以及膝關節置換的脛骨組件下面的位置。
避免骨頭再吸收和損壞以及骨頭幾何外形的松馳，從而確保人工髖臼窩5400的機械鎖固功能長期有效，是由上述植入體應變控制措施來實現的。更具體地說，是通過指定骨質中受到所需應變的特定區域，從而促進骨頭的再生及加強，這在現有技術中的上述書目中有詳細的描述。這樣就避免了現有設備中普遍存在的骨再吸收及損壞等現象。
值得注意的是，圖63中的扣接和壓合連接在加工過的髖臼5420的凹面5412與人工髖臼窩5400的凸面5560之間、基本上整個范圍內，產生壓力連接，相應地，髖臼窩5400及加工過的髖臼5420中的應力都基本上較大，而且并不局限于扣接的區域，或人工髖臼窩5400中等高線5571、5572、5573、5574和5575所表示的位置，或髖臼5420中等高線5581、5582、5583、5584和5585所表示的位置。
如上圖60、61、62和63所示，在本發明的一個優選實施例中，可植入人工窩5400安裝在加工過的髖臼5420中。可植入人工窩5400類似于上圖1的可植入人工窩1100，和/或上圖2的窩1200，和/或上圖3所示的窩2100，和/或上圖4所示的窩2200，或其它相似類型的人工窩。
在本發明另一個優選實施例中，可植入人工窩5400這樣設置的凸起的骨連接面在凸起骨連接面的非常有限的區域上，優選帶有部分構形結構；或者，在本發明的另一個優選實施例中，可植入人工窩5400是這樣的凸起的骨連接面優選不帶有任何構形結構。這樣的實施例尤其適用于只能做有限活動的患者，或只能作一些低難度活動的患者。對于這種類型的患者，在上圖63所示的扣接和壓合情況下產生的應力場，在大多數患者一生的時間中都能夠保持有效。其中，在患者生命中的相當長一段時間內，沒有疊加由患者活動產生的外部負荷而施加的、較大的疊加應力。這是患者只能作有限活動或低難度活動的情況。
圖64A和圖64B分別是本發明一個優選實施例中，可植入牙齒植入體組件的骨連接界面的立體示意圖及局部剖面圖，尤其適合在牙齒固位件中使用，并作為人工牙周韌帶置換體。
如圖4A和64B所示，用標記5750表示的一種可植入牙齒植入體的骨連接界面，優選由聚氨酯注模成型，優選的聚氨酯材料將在下文中予以介紹。
優選地，可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750，有著基本上均勻的厚度，相對于軸5751對稱，界定出有斜邊5753的內凹固位件的固定表面5752，固定表面5752上設有下凹5754，與固位件5660上的突出5662相匹配，用于與可植入牙齒植入體組件固位件的骨連接界面扣接。可植入牙齒植入體組件固位件用標記5660表示。可植入牙齒植入體組件5750的骨連接界面有基本上凸起的外骨連接面5754，在外骨連接面5754的頂部及邊緣之間任意適合的位置上，至少一個基本上環形的外伸突出5756，它優選界定出基本上環形的下部凹進5758。或者，突出5756還可以是其它任何適當的、非環形的、開放或封閉的、基本上圓周的突出。突出5756優選用于與對頜骨加工后形成的凹槽進行扣接。
本發明的另一個優選實施例提供了一種在突出5756和可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750邊緣之間，植入一個圓周的連續下凹(圖中未示)的方法。上述骨重塑過程促使骨細胞遷移到該圓周連續下凹中，從而形成圓周的連續密封層，作為隔開充滿細菌的口腔與口腔下無菌的骨頭及血液供給的屏障。
優選地，突出5756有一剖面結構，其特點是，突出5756的下方表面部位5760在下部凹進5758處界定出的斜面斜度，比突出5756的上方表面部位5762界定出的斜面斜度要大。
可植入人工牙齒植入體組件的骨連接界面5750的一個顯著特點是，它由一個單層組成，并包括一插進的內變形控制元件5776，如圖64B所示。單層優選由肖氏硬度A為80的聚氨酯模塑而成。變形控制元件5776優選由比較硬的材料，如金屬或復合材料制成，優選地，變形控制元件5776由較硬的聚氨酯模塑而成，通常是肖氏硬度大約為70D的聚氨酯，可以內含碳須晶。或者，變形控制元件5776優選由編織高性能纖維制成，如碳纖維、KEVLAR、DYNEEMA以及玻璃纖維等。
優選地，變形控制元件5776用于插進可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750中，單層中PU材料做成的部位從外面、里面及靠近可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750邊緣的位置覆蓋變形控制元件5776。
變形控制元件5776優選有一基本上環形的總體外形，由網狀部位5782所界定，有一圓形剖面的第一個加厚部位5784，以及有一矩形剖面的第二個剖面部位5786。變形控制元件5776進一步由矩形切口5792界定出，切口被翼片5794間隔開，翼片的終端是加厚部位5784，加厚部位5784同樣被切口5792間隔開。或者，第一加厚部位5784及第二加厚部位5786有著非圓形的剖面。
在本發明的另一個優選實施例中，可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750優選嵌有加強件5798，加強件5798由高性能纖維制成，如碳纖維素Kevlar R、Dyneema R和玻璃纖維。由纖維加強性5798加強了的可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750模仿了牙周韌帶的功能。牙周韌帶是由結構纖維組織天然構成的，囊包一天然牙齒。
根據上述原則(只為作進一步說明)，可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750的結構及構造的一個顯著特征是，它使導管內流體能夠流動，提供了足夠大的剖面，避免了因急轉彎或局部地縮窄“通道”而阻礙變形及壓應力轉至可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750的各個部位上。可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750這樣的結構及構造，還確保了纖維加強件5798是連續地放置到可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750中的，單獨地纖維及編織纖維沒有在急轉彎中變彎。加強纖維的連續性使纖維在拉伸力中也能保持良好的性能。
在本發明的另一個優選實施例中，可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750是由材料層和加強件組成的，具吸震功能，使牙齒能夠對咀嚼周期、其作用力及沖擊作出反應，進行少量的運動。咀嚼周期包括三個階段準備階段、咬碎階段和滑入(研磨)階段。天然牙周韌帶具有吸震功能的重要作用，但它在手術中被去除了，因而導致應力集中并使牙槽骨中產生微裂紋。
值得指出的是，本發明解決了因手術中去除了牙周韌帶而產生的一些問題。沒有了牙周韌帶，牙齒植入體就缺少了天然牙齒在感覺上的優勢。牙齒植入體無法對咬合創傷作出調適。咬合創傷會導致牙槽嵴骨產生微裂紋，發生骨再吸收，使帶螺絲的假體的螺絲慢慢變松，產生瓷斷面、附件脫位、咬合磨損過度、牙齒疼痛、化膿、充血，溶脹以及不適。
骨連接界面5750替代了牙周韌帶，用于代替牙周韌帶失去的吸震功能，恢復天然健康牙齒的天然功能。
在本發明的一個優選實施例中，可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750形狀及大小與突出5760的關系是，它們對應于加工過的頜骨的形狀及大小，優選用于與頜骨壓合及扣接。將可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750的外尺寸設置成稍大于與相應的加工過的頜骨表面尺寸，從而實現壓合功能。該頜骨表面經過加工，與可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750配合。
凸起的骨連接面5754優選帶有構形5600。構形5600優選由多個多方向的徑向延伸的下凹界定5614。下凹5614由壁面5616及底面5620界定出。在本發明的一個優選實施例中，下凹5614帶有朝著底面5620外傾的壁面5616，形成一下部凹進結構，該下部凹進結構在靠近底面處的剖面較寬，離底面稍遠處的剖面較窄。
圖64A的一個特點是，可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750安裝有用標記5600表示的可植入牙齒植入體固位件。當可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750受到力和/或沖擊，如因咀嚼循環運動而引起的循環壓力時，骨連接面5754附近的頜骨面中產生應力及應變，促進新的骨細胞的生長，隨著時間的推移，新的骨細胞逐漸進入下凹5614中。新的骨細胞一般會壓在其它細胞之上，促進與骨連接面5754連接的骨重塑，使骨移入槽道5614，隨著時間的推移，逐漸形成與界面5750的下部凹進的鎖接。骨移入上述的圓周連續下凹的過程也是一樣的，形成圓周連續的密封條，作為隔開充滿細菌的口腔與口腔下面無菌的骨及血供給的屏障。
在本發明的另一個優選實施例中，凸起的骨連接面5775優選帶有與其它任意的構形結構類似的構形結構，如圖1-5的構形結構。
在本發明的又一個優選實施例中，基本上環形的外伸突出5760優選帶有與構形結構5600類似的構形結構，或由與構形結構5600類似的構形結構片段組成。
在本發明的又一個優選實施例中、優選有至少兩個隆起元件5632與可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750的邊緣5630一體成形。鉗件5630優選有整體上基本是分段或連續的環形結構。鉗件5630在圖64A中是由網狀部位5634和加厚部位5636界定出的的分段環形結構。隆起元件5632在本發明的又一個優選實施例中，如下65A和B所述，是這樣構造的隆起元件5632被植入工具的鉗夾鉗住，植入工具可供醫生用于植入可植入牙齒植入體組件5650。
圖65A是本發明的優選實施例中，可植入牙齒植入體組件5650安裝在頜骨5661上的剖面圖，圖65B是本發明的優選實施例中，可植入牙齒植入體組件5651安裝在頜骨5661上的剖面圖，這里的可植入牙齒植入體組件對吸震及與頜骨的密封固定尤其有幫助。
在本發明的另一個優選實施例中，如圖65A所示，牙冠假體5654安裝在牙冠基臺5658優選由吸震材料制成，在本發明的一個優選實施例中作為牙冠假體5654的吸震體。牙冠基臺5658與用標記5660表示的固位件相固定。固位件5660固定在可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750中，如圖64A和B所示。
優選地，本發明的一個優選實施例中，牙冠假體5654帶有一個有支柱連接面5664的安裝口，支柱連接面5664帶有基本上環形的內伸突出5668。在本發明的一個優選實施例中，牙冠假體5654扣接在牙冠基臺5658上，其中突出件5668扣接在位于支柱牙冠5658連接面上的匹配下凹5670上。
在本發明的一個優選實施例中，牙冠基臺5658固定在用標記5660表示的固位件中；或者可以扣接在骨連接界面上；或者可以用卡口連接的形式，安裝在骨連接界面上；或者還可以螺接在骨連接界面上，其中，牙冠基臺5658及固位件5660上都是螺紋結構。
在本發明的一個優選實施例中，固位件5660壓合在骨連接界面上，或者可以扣接在骨連接界面上；或者可以扣接及壓合在骨連接界面上；或者還可以用卡口連接的形式，安裝在骨連接面上；或者還可以螺接在骨連接界面上，其中，牙冠基臺5658及骨連接界面5750的匹配連接面都是螺紋結構。
在本發明的一個優選實施例中，如圖65B所示，牙冠基臺5659直接固定在可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750中，沒有使用如固位件5660等的中間元件。在本發明的一個優選實施例中，牙冠基臺5658壓合在骨連接界面上；或者可以扣接在骨連接界面上；或者可以扣接及壓合在骨連接界面上，或者還可以用卡口連接的形式，安裝在骨連接面上；或者還可以螺接在骨連接界面上，其中，牙冠基臺5658及骨連接界面5750的匹配連接面都是螺紋結構。
進一步地，本發明的另一個優選實施例優選采用一種植入工具將可植入牙齒植入體組件5650植入頜骨中，該植入工具在手術中使用，可簡化手術程序。本發明的又一個優選實施例使用一種植入工具的鉗夾將可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750的隆起元件5632夾住，該植入工具可以讓醫生輕松地一次性將可植入牙齒植入體5600或5601，連同骨連接界面5750一起植入。雖然適合與隆起元件5632一起使用的植入工具在圖中并無標示，但它利用隆起元件5632以及界面5750的柔韌性的功能，將在下文中給予描述。
在本發明的一個優選實施例中，植入工具握住隆起元件5632，同時施加用標記5650表示的拉伸力，其效果基本上沿軸5751所表示的方向作用于于隆起件5632之上，并施加用標記5652表示的推力，其效果基本上沿軸5751所表示的方向、作用于可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750的內凹固位件的固定表面5752上。
作用于內凹固位件的固定表面5752的、同步產生的推力5652由植入工具的一個元件直接施加，或者可選地由圖65A中的固位件5660施加；或者可選地由圖65B中的牙冠基臺5658施加，其中植入工具或固位件5660或牙冠基臺5658的任何元件置于骨連接界面5750中，并由植入工具抓握。同步發生的拉伸力和推動操作拉伸了可植入牙齒植入體組件的骨連接界面5750，并且，拉伸和推動操作之后，要將植入體插入加工過的頜骨中，就變得很容易了。
在本發明的一個優選實施例中，醫生用植入工具，將包括植入工具及可植入牙齒植入體組件5650的一些元件組合體插進經過適當加工過的頜骨中。在上述的放置階段后，醫生繼續操作植入工具，繼續改變撓力及推力，直到可植入牙齒植入體組件5650或組件5651得到很好的安裝，安裝的方式可以是扣接在骨連接界面上，或者扣接并壓合在骨連接界面上。
進一步地，在本發明的一個優選實施例中，優選地，如圖64A的鉗隆起件5632等鉗隆起件與上述的植入工具一同使用，使用的對象可以是圖60 61 62和63所示的任何一種可植入人工窩5400、上圖1的可植入人工窩1100、上圖2的窩1200、上圖3的窩2100以及上圖4的窩2200。
在本發明的一個優選實施例中，醫生用植入工具將包括植入工具以及可植入人工窩植入經過適當加工的髖臼骨中。可植入人工窩可以是圖60、61、62和63的窩5400、上圖1的可植入人工窩1100、上圖2的可植入人工窩1200、上圖3的可植入人工窩2100和上圖4的可植入人工窩2200中的任意一種。植入上述任意一種裝置的方式是將其壓合在骨連接界面上，或者可選地，將其扣接在骨連接界面上，或者可選地將其扣接加壓合在骨連接界面上。
圖66是本發明的優選實施例中一種可植入牙齒植入體組件的骨連接界面植入經過適當加工的頜骨5684的局部剖面圖，該骨連接界面與一齒齦基堤元件一體成形，尤其適合在牙齒固位件中使用以及作為人工牙周韌帶置換體使用。
如圖66所示，標記5674表示一種可植入的牙齒植入體的骨連接界面，與圖64A中的骨連接界面5750相類似；從骨連接界面5674向外以及從邊緣5678處向內延伸出一個柔韌的齒齦基堤元件5680，用于保護手術后的齒齦5682。
需進一步指出的是，在上圖64A、64B、65A、65B和66所示的優選實施例中，植入體適合下述任意一種情況骨界面元件的材料與骨頭的材料更柔韌；骨界面元件的吸震功能更好；骨界面元件具哺乳動物軟骨的機械性能；骨界面比頜骨更具彈性；牙冠基臺由多個具不同機械性能的部位組成；牙冠基臺包括一個外殼及一個內核；所述人工牙冠由多個彼此靠近的第一及第二部位組成，所述第一部位通常比第二部位硬，骨界面有兩層結構。
參照圖74A、75B、75A、75B、76A、76B、77A、77B、78A和78B、它們是本發明的優選實施例中一種人工髖關節的簡化篩網狀剖面圖，圖中顯示了因人工窩6100壓合安裝而產生的應力場、相關的應變場以及力分布。可植入人工窩6100可以是圖60、61、62和63的可植入人工窩5400，或與上圖1的可植入人工窩1100，和/或上圖2的窩1200，和/或上圖3的窩2100，和/或上圖4的窩2200類似的人工窩；或者將可植入人工窩與加工過的髖臼的之一或兩者的大小及結構的設置成可以提供與經過患者適當加工過的髖臼的扣接及壓合。這此，可植入人工窩的骨連接面與天然髖臼加工過的表面相連接。在本發明的一個可選實施例中，下圖74A、75B、75A、75B、76A、76B、77A、77B、78A和78B中的人工窩的凸起骨連接面不帶有任何構形圖案。
在本發明的又一個優選實施例中，下述圖74A、75B、75A、75B、76A、76B、77A、77B、78A和78B中的人工窩的凸起骨連接面帶有構形圖案。
如上圖63所述，本領域熟練人員可以知道，與應力場相關的還有應變場，為了不致混淆，在此只標示一種類型的場，事實上存在的應變場在圖中不作標示。
在髖關節環境中使用的可植入人工窩的顯著特征，如上圖74A、75B、75A、75B、76A、76B、77A、77B、78A和78B所示，控制周圍骨質中的應力及應變分布，可使骨頭進行積極的重塑活動，形成一種機械環境，該機械環境能夠啟動網式重塑(net remodeling)活動、生成具有結構特性的新的骨細胞，并能夠靶定骨質中將受到所需應變的作用的特定位置。
如圖74A和74B所示，經過適當加工的天然髖臼6102在扣接及壓合連接的情況下，產生應力場及力分布，而人工窩6100的骨連接面6101與天然髖臼6102加工過的表面6103相連接。圖中顯示，由扣接及壓合連接而形成的應力場，分布在可植入人工窩6100及髖臼6102的骨質的大部分區域中，并且在髖臼骨6102的所述區域中還存在有相關的應變場。
髖臼6102骨質中大部分區域中形成相關的應變場，其應變大小比得上人進行身體活動時人的骨頭中應變的大小。所述應變場促進了髖臼6102骨質中所述區域的骨生長和骨重塑，增強了假體與骨頭之間的固定與粘附。
傳統人工股骨頭6104安裝在傳統股骨柄上，安裝的方向是這樣的可植入人工窩6100的對稱軸6112，與人工股骨頭6104的對稱軸6114基本上成一條線。可植入人工髖臼窩6100的外邊緣6122與天然髖臼6102的外邊緣6124的平面之間產生一段距離，該距離平行于軸6112，用箭頭6126表示。圖74A和74B顯示了患者沒有在髖關節上施加任何外力的情況。
圖60、圖61、圖62和圖63所示的扣接和壓合安裝，在突出6132與位于髖臼6102中的凹槽6134之間形成扣接，同時，在突出6132的凸面6142與凹槽6134的凹面6144之間形成壓力連接。扣接與壓合安裝還在加工過的髖臼6102的凹面6146與人工髖臼窩6100的凸面6148之間的基本上整個范圍內，形成壓力連接如圖60、圖61、圖62和圖63進一步所述，上述人工髖臼窩6100與加工過的髖臼6102的連接，使人工髖臼窩6100產生變形，并在髖臼窩6100中產生應力，如應力等高線6161和6162所示。人工髖臼窩6100中產生的應力及應變，以及與這些應力及應變相關的窩6100的變形，將力的分布形態6172傳送到經過加工的髖臼6102的表面6146上，如74B所示。
在本發明的另一個優選實施例中，可植入人工髖臼窩6100的外區6174的部分半球形骨連接面，不帶有構形結構，并且其外表面6176不與骨頭的任何一個部位或任何設備接觸連接，因而，外區6174的外緣6122沒有受到壓迫，能夠自由地在扣接及壓合連接情況下沿軸6112變形，如外緣6122的距離6126所示。
在本發明的又一個優選實施例中，可植入人工髖臼窩6100的外區6174的部分半球形骨連接面帶有如上圖1-4所示類型的構形結構。上述骨重塑過程將骨頭與外區6174的部分半球形骨連接面上的構形結構牢牢地固定。可植入人工髖臼窩6100的外區6174部分受到壓迫，在上面所述的情況下，沿著軸6112形成變形，與上述可植入人工髖臼窩6100的外區6174不帶有構形結構的情況下形成的變形相比，該變形相對較小，較小的變形可以增強可植入人工髖臼窩6100的固定，并延長其使用壽命。
如圖74B所示，力分布形態6172的特點是，它包括一個最大力分布區域6180、與最大力區域6180相比，分布力較小的中間力分布區域6181、位于天然髖臼6102的外區6174附近的稍小力區域6182及稍小力區域6183。稍小力區域6182及稍小力區域6183是由于外區6174能夠自由變形而形成的。
如圖75A和75B所示，用標記6200表示的力施加在關節上形成負荷，相對于如圖74A和74B所示的應力場、力分布形態及變形，其改變了天然髖臼6102骨質的大部分區域中應力場及力形態，并產生變形。由于這在關節的生命周期中發生的，負荷力6200的載荷可以是周期載荷中的靜載荷。而上面圖63中則詳細描述了周期應變場(因周期載荷而形成)對骨頭及與所述應變場相關的骨重塑的重要性。雖然圖75A和75B中對最終的周期載荷情形沒有表述，但是，根據圖75B以及下面圖76A、76B、77A、77B、78A和78B所示的靜應力分布，本領域熟練人員能夠理解周期載荷施加的周期應力分布。并且，如上文對圖63的描述，同時存在的還有與所述應力場相關的應變場。
當患者在髖關節上施加外力6200時，可植入人工髖臼窩6100的外緣6122平面與天然髖臼6102的外緣6124平面之間的距離平行于軸6112，用箭頭6202表示。該距離大于圖74A中的距離6126，在圖74A中，患者沒有在髖關節上施加任何外力。
如圖75A和75B所示，在上述扣接-壓合連接以及髖關節上的外力6200的共同作用下，在髖臼窩6100中產生應力，如應力等高線6261、6262、6263和6264等所示。這些等高線覆蓋的應力區域比圖74A和74B的髖臼窩6100的應力區域要大，而且其中一些區域的應力比圖74A的髖臼窩6100產生的、等高線6161及6162表示的應力要大；此外還有如等高線6271和6272、和6273所示的應力，應力區域比圖74A和74B的中的受應力髖臼6102的要大，而且其中一些區域的應力比圖74A的天然髖臼6102產生的、等高線6171及6172表示的應力要大。
天然髖臼窩6100的形成的應力及應變，以及與這些應力相關的窩6100的變形，使力分布形態6272傳送到加工過的髖臼6102的表面6146上，如圖75B所示。
力分布形態6272的特點是，它包括稍小力區域6282及稍小力區域6283、第一最大力區域6284、第二最大力區域6285和一個槽形力區域6286。小力區域6282及稍小力區域6283是由于外區6174能夠自由地變形而形成的，位于天然髖臼6102的外區6174附近。力分布形態6272的力的大小比力分布形態6172的大，力分布形態5172在圖75B中用虛線表示，以便對比。
受負荷的關節的力分布形態6272與在扣接及壓合連接中的不受負荷關節窩6100的力形態6172的差別，因負荷6200的大小的變化而變化。在負荷6200非常小的情況下，力形態6172與6272相差很小。這種情況可以是患者只能進行有限的活動，如上圖63所述，以及患者只能進行低難度活動的情況。窩6100適合這些類型的患者使用，對大多數患者來說，力形態6172和6272的微小差異可能會保持一生的時間，在患者一生的大多數時間中，不會因患者活動形成的外力而形成疊加應力。
在本發明的另一個優選實施例中，可植入人工窩6100的類型是凸起骨連接面的狹窄范圍上，優選帶有部分的構形結構；或者或者，在本發明的又一個優選實施例中，可植入人工窩5400的類型是凸起骨連接面上不帶有任何構形結構。
如圖76A和76B所示，用標記6400表示的力施加在關節上形成負荷，改變天然髖臼6402骨質的大部分區域中應力場以及力形態，并產生變形，分別對應于如圖75A和75B所示的應力場、力分布形態及變形。
圖76A和76B是所述關節在本發明的一個優選實施例中的情況。圖中顯示了因含有可植入人工窩6500的關節受到負荷而形成的應力場分布、力形態以及變形。可植入人工窩6500不同的位置上的厚度不同，而且/或者增加另一層結構。如圖76A所示，人工窩6500由三層結構組成，中間層6323是作為變形控制層，優選由硬度為70肖氏D的聚氨酯模塑而成，并且優選包括碳晶須。在用標記6400表示的力施加在關節上形成負荷，然后形成經修飾的應力場分布、力形態及變形，分別對應于圖75A和75B的應力場、力分布形態及變形。其中可植入人工髖臼窩6100厚度均勻，是只有一層結構的單式構造。
如圖76A和76B所述，可植入人工窩6500與加工過的髖臼的之一或兩者的大小及結構是這樣的可以與患者經過適當加工的天然髖臼6302進行扣接及壓合連接，傳統人工股骨頭6304安裝在傳統股骨柄上，安裝的方向是這樣的可植入人工窩6500的對稱軸6112，與人工股骨頭6104的對稱軸6314是同一條線。可植入人工髖臼窩6500的外邊緣6322與天然髖臼6102的外邊緣6124的平面之間產生一段距離，該距離平行于軸6112，用箭頭6306表示。
人工髖臼窩6500厚度不均勻的部位包括區域6228及區域6230。區域6228的厚度小于厚度不均勻部位的平均厚度；區域6230的厚度大于厚度不均勻部位的平均厚度。這樣獨特的結構使人工髖臼窩6500中的應力及應變有所變化；與應力及應變相關的窩6500的變形，傳送到加工過的髖臼6402的表面6446上，成為力分布形態6472，如圖76B所示，可對比圖75A中，人工髖臼窩6100的應力及應變；而與這些應力及應變相關的窩6100的變形傳送到加工過的髖臼6102上。
窩6500的厚度變化和/或其多層結構，使天然髖臼6402中產生應力有所變化，因而窩6500中稍厚的部位形成應力較高的區域，窩6500中稍薄的部位形成應力較低的區域。
如圖76A和76B所示，力分布形態6472與圖75A和75B中的力分布形態6272所有不同。力分布形態6272在圖76B中用虛線表示。與圖75B中的力分布形態6272相比較，力分布形態6472的特點有它包括第一峰值力區域6484以及槽形力區域6386，第一峰值力區域6484比力分布形態6272的峰值力區域6284要低，因為此處的應力區域所受的應力較低，該應力區域對應區域6228，區域6228的厚度小于厚度不均勻部位的平均厚度；槽形力區域6386比力分布形態6272的槽形力區域6286要大，因為此處的應力區域所受的應力較低，該應力區域對應區域6230，區域6230的厚度小于厚度不均勻部位的平均厚度。
力分布形態6472的特點還有它包括第二峰值力區域6484、稍小力區域6282、稍小力區域6283、第一峰值力區域6284及第二峰值力區域6285。第二峰值力區域6484比力分布形態6272的峰值力區域6284要低，稍小力區域6282和稍小力區域6283是由于外區6174能夠自由變形而形成，位于外區6174的附近。
窩6500的厚度不均勻，使力分布形狀6472描述的力分布，相對于由厚度均勻的單層結構制成的窩6100更為均勻。
如圖77A和78A所示，用標記6601表示的力施加在關節上形成負荷，改變了分布于天然髖臼6502骨質中的大部分區域中的應力場，改變了力形態，并形成變形，分別對應于圖76A和76B中的應力場、力分布形態和變形。
圖77A和78A顯示了所述關節在本發明的一個優選實施例中的情況，標示有含有可植入人工窩6600的關節受到負荷而形成的應力場、力形態及變形。可植入人工窩6600中帶有變形控制元件6526。
在77A和78A所示的情況中，可植入人工窩6600和加工過的髖臼的之一或兩者的大小及結構是設置成可與患者經過適當加工的天然髖臼6502扣接及壓合連接；傳統的人工股骨頭6504安裝在傳統股骨柄上安裝的方向是這樣的可植入人工窩6600的對稱軸6512，與人工股骨頭6504的對稱軸6514是同一條線。可植入人工髖臼窩6600的外邊緣6522與天然髖臼6502的外邊緣6524的平面之間產生一段距離，該距離平行于軸6512，用箭頭6506表示。
如圖60、圖61、圖62和圖63所示，扣接及壓合連接在突出6132及天然髖臼6502中凹槽6134之間形成扣接鎖接，同時，突出4506的凸起表面4533和凹槽6534的下凹表面6544之間形成壓力連接。
如圖65所示，可植入人工窩6600的一個特點是，它帶有變形控制元件6526，類似于圖64B中的變形控制元件5776，優選地由肖氏硬度為70的聚氨酯模塑而成，優選包括碳晶須；由碳編織纖維，或可選地由其它硬質材料如金屬、高性能復合材料等制成。窩6600的這種獨特結構使人工髖臼窩6600中的應力及應變產生變化，并使與這些應力及應變相關的窩6600的變形，將力分布形態6472傳送到加工過的髖臼6402的表面6446上。可對比圖75A中人工髖臼窩6100的應力及應變，在圖75A中，由這些應力及應變相關的窩6100的變形傳送到加工過的髖臼6102的表面6146上。
如圖77A和78A所示，力分布形態6572與力分布形態6172有所不同，力分布形態6172在圖75B中用虛線表示。力分布形態6572的主要特點是，它包括一個稍小力區域6582及一個稍小力區域6583。稍小力區域6582的負荷比力分布形態6272中的稍小力區域6282的要大；稍小力區域6583們于天然髖臼6502的外區6574附近，其負荷比力分布形態6272中的稍小力區域6283的要大，在變形控制元件6526的作用下，外區6574的自由變形受到了限制。變形控制元件6526優選由肖氏硬度D為70的聚氨酯模塑而成，并且優選包括碳晶須；由上述硬質的可選結構制成，它的彈性較小，抑制了整個窩6300在正切方向上的變形，特別是外區6574的變形。變形控制元件6526的第一加厚部位4534位于加厚部位中靠窩6600的突出4506里面的位置。突出4506中環繞的模塑材料鎖住了加厚部位4534，使其不會相對于突出4506移動。突出4506固定在天然髖臼6502中的、相匹配的加工過的凹槽6134中，從而抑制了加厚部位4534相對于天然髖臼6502中的凹槽6134移動。
如圖77A所示，可植入人工窩6600的外緣6522平面與天然髖臼6502的外緣6524平面之間有一段距離，該距離平行于軸6512、用箭頭6506表示，該距離比圖75A中的距離6126要小，在圖75A中，沒有在窩6100中安裝如變形控制元件6526那樣的變形控制元件。
在圖74A、75A和76A所示的實施例中，可植入人工窩6100或6500安裝在加工過的天然髖臼如天然髖臼6102上，其骨連接面不帶有任何構形結構，如圖1中凸起骨連接面1101上的六角形構形結構或圖3中的凸起骨連接面2101上的螺旋構形結構2110，或圖4中的構形結構。
在本發明的另一個優選實施例中，可植入人工窩6100或6500的骨連接面上，可以帶有合適的構形結構，如上圖1-4所示的構形結構，或者其它任意適合的構形結構，或者，優選帶有適合的不光滑的紋理結構。
如圖77A和77B所示，力分布形態6672與圖76A和76B中的力分布形態6472有所不同，力分布形態6472在圖77B中用虛線表示。與圖76B中的力分布形態相比，力分布形態6672的特點是，相對于圖76A中窩6500形成的力分布，它的力分布更為均勻。
如上圖63所示，假體的外表面，如圖77A中的窩6600的外表面，可與所述實施例中受壓容器的壁面相比。變形控制元件6526可比作壓力容器的蓋子，壓力容器的蓋子防止壓力從該容器中溢出，類似地，變形控制元件6526防止向外變形的產生，從而將壓應力封閉在窩6600的外表面內。
如圖78A和78B所示，在髖關節環境下，施加力7000，使股骨頭表面元件7200與經過適當加工的天然股骨頭7100扣接及壓合連接時、窩7202與經過適當加工的患者的天然髖臼7102扣接及壓合連接時，產生應力場及應變場。
將兩個植入體分別與相應的骨頭連接，形成負荷7000，從而產生應力場；這些應力場分布在植入體的材料、人工窩7102及股骨頭7100中；并且在股骨及髖臼骨的骨質中所述的區域中存在相關的應變場。股骨頭表面元件7200的構造可以與上述任意植入體的構造相似，特別是包括變形控制元件7526。
在圖78A中髖關節環境下，可植入股骨頭表面元件7200的構造的一個顯著特征是，對股骨頭骨質中應力及應變分布的控制，可促成積極的骨重塑，形成一種機械環境，這種機械環境可以促成呈結構特性的新的骨細胞的網式重塑，并靶定骨質中特定的位置，使之受到預期的應變。股骨頭7100的力分布形態在圖78B中用標記7210表示。
在本發明的又一個優選實施方案中，可植入人工關節窩還包括生物活性涂層。優選地，該生物活性涂層是通過噴剛砂處理而形成的。或者，該生物活性涂層還可以通過噴涂而形成。在另一個優選實施方案中，該生物活性涂層還包括一彈性體。
在本發明的又一個優選實施方案中，可植入人工股骨頭表面置換元件還包括生物活性涂層。優選地，該生物活性涂層是通過噴剛砂處理而形成的。或者，該生物活性涂層還可以通過噴涂而形成。在另一個優選實施方案中，該生物活性涂層還包括一彈性體。
表面的粗糙度和其多孔性優選通過共同噴涂彈性體和生物活性材料的復合涂層而得以實現。預混合的原料可以是PU/HA(聚氨酯/羥磷灰石)，從而提供了共同噴涂的PU/HA復合涂層。生物活性材料優選為羥磷灰石或其它任何適合的含磷酸鈣的材料。這些生物活性材料使人工植入器件的接觸面具有生物活性，刺激骨髂的生成，使植入體與骨頭粘附，加速骨的結合。
該涂層的原料可以是粉末形式的，最好按適當的比例混合PU和HA粉末，然后噴涂，形成理想的涂層。原料可以是一個PU桿與HA粉末微粒共同噴涂，粉末微粒單獨送進熔融微粒氣流中。PU桿也可以從HA粉末中擠出，從而得到復合的原料；也可以采用其它結合PU和生物活性材料的方法。接著，通過噴涂儀器直接將桿送進，所得到的涂層將含有HA及PU微粒，從而形成理想的基質。
在本發明的一個優選實施例采用一種噴涂儀器，如上文所述，該噴涂儀器通過形成涂層的方式，修飾人工植入器件的接觸面。優選使用一種燃燒過程來形成涂層，該方法采用氧氣-燃料的混合物，并在微粒通過重力供料器，穿過噴涂儀器的中心被送進時，加熱微粒。噴嘴將燃燒氣體和熔融微粒引向人工植入器件的接觸面。氣體的燃燒發生在噴嘴的一個室里面，采用載動氣體推動熔融微粒向前，防止微粒粘在噴嘴壁上。當使用桿狀原料(代替粉狀原料)時，采用霧化氣體將熔桿的末稍分解成離散微粒。
可以使用熔融聚氨酯微粒的涂層覆蓋在人工植入器件的接觸面上，以形成骨骼可以生長的粗糙而多孔的表面。該過程可先采用預熱步驟，熔化植入體的表面，使得表面與聚氨酯微粒之間產生化學粘接；當然，這樣的過程也適用于冷表面。涂層的厚度可以根據情況進行調整。
采用上述燃燒噴涂過程得到的涂層可以是聚合物-羥磷灰石復合涂層。這種涂層系統包括將與HA粉末共同噴涂的聚氨酯微粒結合起來。所得的涂層將形成聚合物支架狀的結構，并將HA微粒卷夾涂層之中。該復合結構使骨頭能夠結合露出的HA微粒，最終使骨頭穿插進隨著HA的再吸收而生成的孔隙中，有助于固定植入體。
或者，還可以通過采用淀積法，在人工植入器件的接觸面上沉積涂層，其漿液由聚合材料制成，里面摻有一定數量的生物活性微粒。人工植入器件浸漬在漿液中后，使其變干。漿液變干后，就形成了復合的聚合物/生物活性材料涂層，生物活性材料夾在聚合物基質中。
涂層可以是在彈性體涂層之上的彈性體，如在聚氨酯涂層之上的聚氨酯。聚氨酯涂層的肖氏硬度可以是55D以上，以提高外表面的生物穩定性，而人工植入器件及其接觸面的肖氏硬度為80A。
除了上述方法之外，人工植入器件的接觸面也可以采用下述表面修飾方法進行處理原子清潔、助粘技術、分子接枝、細胞結合加強技術以及如MetroLine Surface公司所采用的等離子體加強的化學氣相淀積法。表面修飾處理能夠減少摩擦，提高接觸面的結合性能，從而增強了耐磨性。
以下描述制備圖1A-1C中的可植入人工窩1100的最佳方式。制備過程一般包括如下的步驟，但這些生產步驟優選受到監控，以保證產品質量達到標準。
步驟1選材生產用于準備可植入人工窩1100的杯狀物的優選材料是牌號為Bionate 80A的聚碳酸酯-聚氨酯(polycarbonate-urethane)，其由美國的Polymer TechnologyGroup公司生產，該廠商的地址為美國加州伯克利第七大街2810，郵編94710。
步驟2生產杯狀物的設備步驟2.1注射前干燥設備優選用可以直接接觸注模機螺絲的、并可達到50度露點的干燥劑。
步驟2.2 杯狀物注射設備其注模機具有計算機化數據獲取能力以及18-20mm直徑的缸體，如ARBURG4020設備。
步驟2.3注模后固化設備步驟3原材料的預加工在無塵室外，使用干燥劑除濕器干燥原材料。
步驟3.1 干燥過程一般包括如下步驟I.65℃保持12小時[-50露點]
II.93℃保持4小時[-50露點]最終產品濕度最好必須是0.01％-0.02％步驟4制備過程1.使用專用干燥器劑(-50℃)干燥原材料16小時2.將干燥器中的材料直接傳送至注模機，如將干燥器直接與注模機連接3.注模4.在爐中固化16小時5.包裝6.γ射線輻照滅菌上文所述實施方式中優選的聚氨酯材料包括如下材料如下材料由POLYMER TECHNOLOGY GROUP(PTG)公司生產Bionate聚碳酸酯-聚氨酯(polycarbonate-urethane)是應用最廣泛的生物材料之一。1996年，Polymer Technology Group公司從Corvita公司獲得生產該熱塑性彈性體的許可(Corvita公司以Corethane的名稱銷售該產品)。
烴基附近的碳酸酯聯接使該族材料具有氧化穩定性，使這些彈性體很適合使用存在潛在氧化降解方式的用途上，如使用在起搏器導聯、心室輔助器、導尿管、支架以及其它生物醫學設備上。聚碳酸酯-聚氨酯是推薦使用的第一種生物醫學聚氨酯，因為它有很好的生物穩定性。
Bionate聚碳酸酯-聚氨酯是一種熱塑性彈性體，是羥基終止的聚碳酸酯、芳香二異氰酸酯以及作為增鏈劑的低分子量乙二醇的反應產物。
Bionate PCU檢測的范圍—遵循“醫學設備的組織學、致癌性、生物穩定性及三段生物兼容性指引”—再次確保醫學設備及植入體生產材料的生物兼容性，使負責選擇生物材料的人能夠選擇有效的生物材料，使設備或植入體的開發更加經濟合理。下面簡要介紹一下BionatePCU進行的廣泛的生物兼容性測試，包括其中為期兩年的致癌性研究的成功。
硅氧烷與聚氨酯共聚物PurSilTM硅氧烷-聚醚-聚氨酯硅氧烷在大多數植入體中都具有生物穩定性及生物兼容性，并且通常具有低硬度及低模量，對很多設備很有幫助，這是是早已公認的。傳統的硅氧烷彈性體可以有很高的斷裂延伸率，但只有低或中等的拉伸強度。因而，大多數生物醫學硅氧烷彈性體的韌性不是很高。用傳統的硅氧烷彈性體生產所需器件的另一個缺點是，要得到有用的性能，必須采用交聯的方法；而一旦交聯后，得到的熱固性硅氧烷就不能再溶解或再熔化相反地，通常的聚氨酯彈性體一般是熱塑性的，有很好的物理性能，熱塑性聚氨酯彈性體(TPUs)具有很高的延伸率及拉伸強度，能夠形成韌性好且模量較高的彈性體。芳香聚醚TPU的彎曲壽命比較長，拉伸強度超過5000psi，斷裂延伸率大于700％。它們通常使用在需要不斷彎曲并長期使用的植入體，如心室輔助器、主動脈內氣球以及人工心臟組件。TUP處理起來比較容易，可以通過將該聚合物熔化或溶解，形成所需的形狀。
將傳統硅氧烷彈性體的生物兼容性及生物穩定性與TPU可處理性及韌性相結合，是形成理想生物材料的非常好的途徑。例如，據報導，硅氧烷能夠與聚碳酸酯型和聚醚型聚氨酯相互作用，從而提高體內、體外穩定性。在聚碳酸酯型的聚氨酯中，硅氧烷的共聚合作用可以減小碳酸酯連接的水解降解，而在聚醚型的聚氨酯中，共價鍵硅氧烷似乎保護了聚醚的軟段不受體內氧化降解。
PTG公司將原先已報導的兩種方法組合起來，合成硅氧烷-聚氨酯共聚物并取得其專利權將硅氧烷(PSX)與有機(非硅氧烷)軟段共聚至聚合體骨架；并利用表面修飾端基終止共聚鏈。該專利合成方法使大批量生產成為可能。
PurSilTM硅氧烷-聚醚-聚氨酯(silicone-polyether-urethane)和CarboSilTM硅氧烷-聚碳酸酯-聚氨酯(silicone-polycarbonate-urethane)是軟段含硅氧烷的熱塑性共聚物。這些高強度的熱塑性彈性體是通過一種多步驟的批量合成制備出的，其中，聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane，PSX)與聚四氫呋喃(polytetramethyleneoxide，PTMO)(PurSil)或一種脂族、羥基終止的聚碳酸脂(CarboSil)被嵌進聚合物軟段中。硬段由芳香二異氰酸酯即MDI與低分子量的乙二醇增鏈劑組成。接著，共聚鏈由硅氧烷(或其它)的表面修飾端基(Surface-Modifying End GroupsTM)終止。我們還提供脂族(AL)的此類材料，其中的硬段由脂族二異氰酸酯合成。
這些硅氧烷聚氨脂很多都展現了以前沒有的物理性能的組合，例如，芳香的硅氧烷-聚醚-聚氨脂比傳統聚醚-聚氨脂，在特定肖氏硬度上的模量高，硅氧烷的含量越高，模量越高(見PurSil性能(PurSil Properties))。相反地，脂族的硅氧烷-聚醚-聚氨脂有非常低的模量和很高的斷裂延伸率，特別是硅氧烷的均聚物，或者甚至是天然橡膠(見PurSil AL性能(PurSil AL Properties))。這就使它們成為傳統交聯硅橡膠的非常有吸引力的高性能的替代品。在PTMO族和PC族中，一些聚合物的拉伸強度比傳統硅氧烷生物材料高出三到五倍。
表面修飾端基(Surface Modifying End GroupsTM，SMEs)是在合成過程中共價連接到原料聚合物上的表面活性的低聚物。SME包括硅氧烷(S)、磺酸鹽(SO)、碳氟化合物(F)、聚環氧乙烷(P)和烴(H)的基團，其能夠控制表面化學，而無需犧牲聚合物的本體性能。結果是，主要的表面性能，如抗血栓性能、生物穩定性、抗磨損性等，都能夠得到持久的增強，無需另外進行后成型處理或局部涂覆。該專利技術適用于一系列PTG的聚合物。
SME提供了一系列無需使用添加劑就能取得理想的表面化學的(生物醫學)原料聚合物，依照PTG開發的方法制備的聚氨酯，在合成過程中，通過一終端異氰酸酯，而不是硬段，將端基與聚合物骨架結合。與骨架相關的端基的靈活性增大，人們認為這有利于表面活性(末端)塊形成均勻的覆蓋層。表面活性端基的使用使原來的聚合物骨架完整無缺，因而聚合物保持其強度和可處理性。基本上所有的聚合物鏈都帶有表面修飾成分，減少了與添加劑相關的許多潛在問題。
SME途徑還能將混合端基組合進單個聚合物中。例如，憎水和親水端基的結合使聚合物具有兩性分子特征，很容易控制憎水和親水的平衡。
下列物料由CARDIOTECH CTE公司生產CHRONOFLEX生物耐久的聚氨酯彈性體為聚碳酸酯芳香聚氨酯。
醫用級的聚氨酯彈性體ChronoFlex族由CardioTech International專門開發，用于克服體內形成應力誘導的微細裂紋。
HYDROTHANETM親水熱塑性聚氨酯HydroThaneTM是一類具有超吸附性的、熱塑性聚氨酯水凝膠，水含量的重量在5％到25％之間；HydroThaneTM可做成硬度為90A、93肖氏A的透明樹脂。
該類材料的顯著特點是它們能夠快速吸水，具有高拉伸強度和高延伸率。于是，聚合物具有一定的光滑度，并因此其表面有相當高的水含量，所以本質上具備了抗菌能力。
HydroThaneTM親水聚氨酯樹脂是熱塑性水凝膠，能夠采用傳統方法擠出或模塑。而傳統水凝膠是熱固性的，處理起來比較困難。
下列材料由THERMEDICS公司生產Tecothane(芳香的聚醚型聚氨酯)、Carbothane(脂族的聚碳酸酯型聚氨酯)、Tecophilic(高濕度吸收的脂族聚醚型聚氨酯)和Tecoplast(芳香聚醚型聚氨酯)。
二異氰酸酯成分在配方中的化學性質決定了聚氨酯是芳香型還是脂族型。Tecoflex、Tecophilic和Carbothane樹脂是采用脂族化合的、氫化亞甲基二異氰酸酯(HMDI)生產的。Tecothane和Tecoplast樹脂采用芳香化合物亞甲基二異氰酸酯(MDI)。所有配方，除了Carbothane外，都是采用聚四亞甲基二醇醚(PTMEG)以及1，4-丁二醇增鏈劑。Carbothane采用聚碳酸脂二醇(PCDO)專門配制。
這代表了是各類化學成分之間的主要區別。芳香和脂族的聚氨酯的性能相似，使它們成為用于醫學設備的優秀材料。大體上，醫用芳香聚氨酯和脂族聚氨酯在下述化學、機械及生物性能方面沒有很大區別*拉伸強度高(4,000-10,000psi)*斷裂延伸率高(250-700％)*硬度范圍大(肖氏72 A to肖氏84D)*生物兼容性好*抗磨損性高*水解穩定性好*能采用環氧乙烷和γ射線輻照滅菌*在溫度低的情況下能保持彈性*在擠出、注射模塑等方面具有良好的熔融加工特征有了上述一系列理想的特點，難怪越來越多的人，在選用醫用級的成分時，往往選用脂族聚氨酯和芳香聚氨酯。然而，這兩類材料之間也有明顯的區別，這些區別使得在特定的應用中，成為兩者選其一的標準發黃處于天然狀態時，芳香聚氨酯和脂族聚氨酯都是透明的，帶有很淡的黃色。然而，芳香聚氨酯，在熔融處理或滅菌后，或老化后，可能會變成暗黃色至琥珀色。雖然芳香透明管擠出模塑或注射模塑的部件會變色，主要是影響美觀，而由于在聚合物的MDI部分形成載色體而導致的變黃，看來并沒有影響材料的其它物理性能。不透射線的Tecothane同樣會在熔融處理或滅菌后，產生一定程度的變色，然而，標準或定制的不透射線Tecothane是專門配制的，以最大限度地減少變色。
耐溶劑性芳香聚氨酯的耐有機溶劑性和耐油性比脂族聚氨酯特別是低硬度(肖氏80-85A)的脂族聚氨酯要好；低硬度的脂族聚氨酯長期接觸有機溶劑或油類可能導致聚合物的溶脹，而短期接觸可能導致表面粘稠。這些效果在高硬度時表現相對不明顯，但芳香聚氨酯對衛生保健行業使用的普通有機溶劑的敏感性很低或者沒有敏感性。
體溫下的軟化脂族和芳香聚醚型聚氨酯都會在植入體內幾分鐘后大幅度軟化。由于具有患者舒適度方面的優勢以及能減少血管內損傷的風險，該特點成為許多相關設備生產商對其聚氨脂產品的促銷點。然而，芳香樹脂的軟化效果比脂族樹脂的軟化效果不明顯。
熔融處理溫度Tecothane、Tecoplast和Carbothane的熔化溫度比Tecoflex和Tecophili的要高出很多。因此，擠出模塑或注射模塑處理都要對由Tecothane、Tecoplast和Carbothane生產出的產品提供更多的熱。例如，Tecoflex EG-80A和EG-60D樹脂分別在噴嘴溫度大約為310°F和340°F時成模。
相同硬度的Tecothane和Carbothane產品在噴嘴溫度為380°F至435°F時成模。
Tecoflex一類脂族聚醚型TPU；這些樹脂處理方便，老化過程中不會變黃。溶液用的Tecoflex是乳膠的替代品。
Tecothane一類芳香聚醚型TPU，其可以有很多種硬度、顏色以及不透射線性。可以說，Tecothane樹脂的耐溶劑性和生物穩定性比相同硬度的Tecoflex樹脂的要好。
Carbothane一類脂族聚碳酸脂型的TPU，其可以有很多種硬度、顏色以及不透射線性。據發現，這種類型的TPU具有很好的氧化穩定性，良好的氧化穩定性可能意味著良好的長期生物穩定性。這一類的材料，如Tecoflex，處理方便且不會在老化過程中變黃。
Tecophilic一類脂族聚醚型TPU，經過專門配制，吸收達干燥樹脂重量的150％的平衡水含量。
Tecogel是Tecophilic類材料中的一個新成員，它是一種水凝膠，平衡時水含量能夠達到干燥樹脂重量500％到2000％。該類材料用作乙醇/水溶劑系統中得到的涂層鑄件。
Tecoplast一類芳香聚醚型TPU，用于生產凹凸不平的注射模塑部位，具有高硬度及高熱變形溫度。
AorTech Biomaterials公司供應4類名稱為Elast-Eon TM的聚氨酯。
Elast-Eon TM 1是一種聚己二醇(polyhexamethylene oxide，PHMO)、芳香聚氨酯，是對普通聚氨酯的改良，改良之處在于，它有較少的易受化學影響的基團。Elast-Eon TM 2是一種硅氧烷型巨二醇、經修飾硬段芳香聚氨酯。Elast-Eon TM 3是一種硅氧烷型巨二醇、經修飾硬段芳香聚氨酯，是Elast-Eon TM 2的一種變化形式，由于將硅氧烷與硬段結合，因此其柔韌性進一步增強。Elast-Eon TM 4是一種改性的芳香硬段聚氨酯。
下列材料由拜耳公司制造Texin 4210-熱塑性聚氨酯/聚碳酸脂混合物，用于注射模塑及擠出模塑。
Texin 4215-熱塑性聚氨酯/聚碳酸脂混合物，用于注射模塑和擠出模塑。
Texin 5250-芳香聚醚型醫用級，硬度大約為肖氏50D，用于注射模塑和擠出模塑。符合21 CFR 177.1680和177.2600。
Texin 5286-芳香聚醚型醫用級，硬度大約為肖氏86A、用于注射模塑和擠出模塑。符合21 CFR 177.1680和177.2600。
Texin 5290-芳香聚醚型醫用級，硬度大約為肖氏90A、符合21 CFR 177.1680和177.2600。
值得注意的是，雖然優選由聚氨酯注模成型，上述器件也可以采用任何適合的生產方法制備，還可以由任何適合的醫用彈性體做成。值得進一步指出的還有，可以采用下述生產方法的任一種注射模塑，包括插入插件；壓縮模塑，包括插入插件；注射-壓縮模塑，包括插入插件；采用任一上述方法預成型的預制部件的壓縮模塑，包括插入插件；噴涂，包括插入插件；浸漬，包括插入插件；對塊或桿的加工；對預制部件的加工，包括插入插件。
本領域技術人員可以知道，本發明并不局限于上述描述。相反地，本發明將涵蓋上述各種特點的組合或次級組合，以及本領域技術人員讀到上述描述所能想到的、不屬于現有技術的改變或改進。
值得注意的是，雖然在上述本發明具體實施方案中顯示的是特定的假體裝置，但本發明所描述的構形結構還可應用于任何帶有骨連接面的假體。
上述假體的一個特征是，假體的結構與制作假體的柔韌材料的機械性能相結合，促進了骨骼生長及骨重塑，加強了假體與骨頭之間的固定和粘附。柔韌材料的機械性能呈非線性的應力-應變關系，因而假體的一個區域受到負荷時，假體在一個或多個區域，包括在受負荷區域附近的區域，形成變形。這些變形是與柔韌材料類似于流體特性相關的，剛性材料中不會形成變形。假體在骨頭附近施加壓力，而假體中的負荷及變形促使壓力得到分布，分布方式類似于容器中受壓流體形成的流體靜壓力。
于是，假體周圍的骨頭中形成應變場，應變的大小與人們進行活動時骨頭中的應力大小差不多。正是這種在骨頭的大部分部位形成的應變場，促進了骨頭生長及重塑，類似于天然骨骼的生長及重塑。
在本發明所述假體的一個優選實施方案中，骨重塑過程可能是貫穿假體使用壽命的持續過程。正如上面所述，隨著時間的推移，骨細胞逐漸遷移到槽道或下凹中。隨著新的骨細胞填充假體下凹區域與骨表面之間的空隙，骨與下凹區域壁面形成新的接觸區域。這些新接觸區域用于局部參與上述的骨重塑過程。
骨重塑過程有助于鞏固整個骨骼，包括下凹區域中形成的新的骨細胞。即使在新的骨細胞填充了整個下凹之后，骨重塑過程還可能持續貫穿整個骨接觸面。
本領域技術人員可以知道，本發明并不局限于上述描述。相反地，本發明將涵蓋上述各種特點的組合或次級組合，以及本領域技術人員讀到上述描述所能想到的、不屬于現有技術的改變或改進。
權利要求
1.一種可植入的人工關節假體，其包括至少一個界定出骨連接面的關節界定元件，所述的骨連接面包括一個固定裝置，用于加強所述關節界定元件與骨頭之間的固定及粘附，從而增強所述假體的穩定性，延長其使用壽命。
2.如權利要求1所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個關節界定元件是由具有非線性應力-應變機械性能關系的材料制成的。
3.如權利要求1或2所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個關節界定元件界定出基本上半球形的凸起骨連接面。
4.如權利要求1或2所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個關節界定元件界定出基本上半球形的下凹骨連接面。
5.如權利要求3所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個的骨連接面上形成有基本上環形的外伸突出。
6.如權利要求4所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個的骨連接面上形成有基本上環形的內伸突出。
7.如權利要求5或6所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的突出界定出基本上環形的下部凹進。
8.如前述任一權利要求所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個骨連接面用于與骨頭扣接。
9.如前述任一權利要求所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個骨連接面用于與骨頭壓合連接。
10.如前述任一權利要求所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個骨連接面帶有六角形的構形結構。
11.如權利要求10所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的六角形構形結構是由多個突出的六角形接解面部位所界定，其中，每個突出的六邊形接觸面部位被圓周的槽道所包圍。
12.如權利要求10所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述六角形構形結構是由多個下凹的六角形接觸面部位所界定，其中，每個下凹的六角形接觸面部位被圓周的槽道所包圍。
13.如權利要求11或12所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，每個所述的槽道由壁面及底面所界定。
14.如權利要求11或12所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的槽道用于提供一下部凹進連接部位。
15.如權利要求13所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的槽道用于提供一下部凹進連接部位。
16.如權利要求15所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，在所述的下部凹進連接部位中，靠近所述底面處的剖面較寬，而所述離底面稍遠處的剖面較窄。
17.如權利要求1-9之一所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個的骨連接面帶有螺旋狀構形結構。
18.如權利要求17所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的螺旋狀構形結構由螺旋狀的下凹所界定。
19.如權利要求18所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的螺旋狀的下凹由壁面及底面所界定。
20.如權利要求18所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的螺旋狀的下凹用于提供一下部凹進連接部位。
21.如權利要求19所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的螺旋狀下凹用于提供一下部凹進連接部位。
22.如權利要求21所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，在所述的下部凹進連接部位中，靠近所述底面處的剖面較寬，而所述離底面稍遠處的剖面較窄。
23.如權利要求1-9之一所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個的骨連接面帶有由多個多方向的、基本上徑向伸長的下凹所界定的構形結構。
24.如權利要求23所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的下凹由壁面及底面所界定。
25.如權利要求23所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的下凹用于提供一下部凹進連接部位。
26.如權利要求24所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的下凹用于提供一下部凹進連接部位。
27.如權利要求26所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，在所述的下部凹進連接部位中，靠近所述底面處的剖面較寬，而離所述底面稍遠處的剖面較窄。
28.如權利要求1-9之一所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個的骨連接面帶有幾何形狀的構形結構。
29.如權利要求1-9之一所述的可植入的人工關節假體，其特征在于，所述的至少一個的骨連接面帶有不規則碎片狀的構形結構。
30.一種可植入的人工牙齒假體，其包括至少一個界定出骨連接面的植入體界定元件，所述的骨連接面包括一個固定機構，用于加強所述的植入體界定元件與骨頭的固定及粘附，從而提高所述假體的穩定性，延長其使用壽命。
31.如權利要求30所述的可植入的人工牙齒假體，其特征在于，界面層材料呈非線性的應力-應變關系。
32.如權利要求30-31之一所述的可植入的人工牙齒假體，其特征在于，所述界面的外表面帶有凹槽或隆起的構形結構。
33.如權利要求30-32之一所述的可植入的人工牙齒假體，其特征在于，所述的凹槽和/或隆起的底面(近界面的那一側)比頂部(近骨頭的那一側)寬，從而使骨固定于構形結構中。
全文摘要
本發明公開了一種可植入的關節假體(1100)或牙齒植入體(5750)，其包括至少一個界定骨連接面的元件(1101、1104、5745)，該骨連接面包括一個固定機構，用于加強關節界定元件與骨頭之間的固定及粘附，從而提高假體的穩定性，延長假體的使用壽命。
文檔編號A61F2/36GK1671333SQ03817510
公開日2005年9月21日 申請日期2003年5月21日 優先權日2002年5月23日
發明者阿密朗·斯坦伯格 申請人:迪斯酋有限公司